ES2732575T3

ES2732575T3 - Sonicaciones de multifoco para tratamientos de hipertermia que usan ultrasonidos enfocados guiados por resonancia magnética

Info

Publication number: ES2732575T3
Application number: ES13814610T
Authority: ES
Inventors: Ari Ilkka Mikael Partanen; Matti Oskari Tillander; Matthew Dreher; Max Köhler
Original assignee: Profound Medical Inc; US Department of Health and Human Services
Current assignee: Profound Medical Inc; US Department of Health and Human Services
Priority date: 2012-10-12
Filing date: 2013-09-30
Publication date: 2019-11-25
Anticipated expiration: 2033-09-30
Also published as: RU2015117609A; BR112015007848A8; WO2014057388A1; US20150258353A1; RU2650598C2; EP2906291A1; CN104884127A; JP2015531290A; CN104884127B; JP6496662B2; EP2906291B1; BR112015007848A2

Abstract

Aparato (10) de tratamiento de hipertermia leve que comprende: un generador (12) de imágenes que genera una imagen (34) de planificación; una red en fase de transductores (50) ultrasónicos; una red de accionadores (52) de transductor ultrasónico para accionar individualmente los transductores ultrasónicos de la red en fase para generar sonicaciones de multifoco en una región objetivo; uno o más procesadores (30, 32, 34) programados para: recibir un perfil de temperatura objetivo basando en la imagen de planificación, y calcular potencia, frecuencia y fase relativa de los accionadores de transductor de la red de accionadores de transductor ultrasónico que provoca que la red en fase de transductores ultrasónicos genere un patrón de sonicación de multifoco configurado para calentar la región objetivo con el perfil de temperatura objetivo, caracterizado porque el uno o más procesadores está(n) programado(s) además para: calcular las potencias, frecuencias, y fases relativas y/o un número de focos de modo que el perfil de sonicación de multifoco mantiene presiones acústicas en la región objetivo por debajo de presiones acústicas máximas.

Description

DESCRIPCIÓN

Sonicaciones de multifoco para tratamientos de hipertermia que usan ultrasonidos enfocados guiados por resonancia magnética

La presente solicitud se refiere un aparato para tratamiento de hipertermia que usa sonicaciones de multifoco.

La hipertermia leve (HT) es una técnica terapéutica en la que el tejido se calienta hasta temperaturas por encima de la temperatura corporal y por debajo de temperaturas ablativas, por ejemplo, 38-45°C. Estos tratamientos de hipertermia leve pueden dar como resultado cambios fisiológicos, por ejemplo, de perfusión, y celulares, por ejemplo, de expresión de genes, que mejoran la efectividad terapéutica cuando se usan en conjunción con quimioterapia o radioterapia. La hipertermia leve induce una multitud de cambios, que proporcionan beneficios clínicos que la hacen sinérgica con muchos agentes de quimioterapia y radioterapia. Además de cambios fisiológicos y celulares, la hipertermia puede usarse con sistemas de administración de fármacos sensibles a temperatura, así como no sensibles, para reducir la toxicidad y mejorar la eficacia global. Una solución para reducir la toxicidad implica dirigir la administración de fármacos liposómicos sensibles a la temperatura hacia el tumor. A temperatura corporal normal (~37°C) los liposomas sensibles a la temperatura son relativamente estables, mientras que a temperaturas hipertérmicas leves de aproximadamente 38-45°C, los liposomas sensibles a la temperatura exhiben liberación de fármaco en 10-20 segundos.

Existe una multitud de dispositivos disponibles actualmente que pueden calentar tejido objetivo en el intervalo de hipertermia leve. Un ejemplo son los aplicadores de radiofrecuencia (RF), que son antenas sintonizadas para transmitir energía de R^fal cuerpo. Los aplicadores de RF se utilizan mejor para calentar tumores arraigados debido a las longitudes de onda de RF largas. También se usan aplicadores de microondas, pero normalmente se usan sólo para tumores superficiales debido a su longitud de onda corta. También se han usado baños de agua caliente, láseres, y fluidos magnéticos. Estos tienen inconvenientes tales como una naturaleza invasiva, calentamiento limitado o superficial, puntos calientes y fríos, calentamiento impreciso o espacialmente desigual, y una falta de control de retroalimentación espaciotemporal. También se realiza hipertermia local mediante ultrasonidos enfocados de alta intensidad guiados por resonancia magnética (MR-HIFU), en el cual un punto de ultrasonidos enfocado se barre rápidamente para conseguir hipertermia y se usa MR para monitorizar el tratamiento. El punto enfocado tiende a calentar temporalmente tejido hasta temperaturas por encima de la temperatura objetivo en la ubicación del punto focal exacta antes de desplazarse a la siguiente ubicación. Además, puntos focales individuales de alta intensidad pueden provocar también más fácilmente daños tisulares mecánicos perjudiciales.

Utilizar ultrasonidos enfocados de alta intensidad puede dar como resultado efectos biológicos tanto térmicos como no térmicos (mecánicos), ambos de los cuales surgen a partir de una interacción compleja al propagar ondas de ultrasonido en tejido. Los efectos biológicos de ultrasonidos enfocados de alta intensidad (HIFU) pueden manipularse y/o controlarse mediante características de punto focal, duración de sonicación, ciclo de trabajo, frecuencia, y potencia de salida de ultrasonidos. Los efectos térmicos debidos a la absorción de ultrasonidos y conversión a calor a través de excitación vibratoria de tejido conducen a una elevación rápida y altamente localizada de la temperatura. Los efectos mecánicos que son únicos para los HIFU incluyen fuerzas de radiación acústicas y cavitación acústica. Las fuerzas de radiación pueden conducir a un desplazamiento tisular local, deformación por cizallamiento, y canalización, mientras que los efectos de la cavitación están mediados por la actividad de las burbujas, burbujas que colapsan u oscilan conducen a tensión inducida localmente y alta liberación de energía, dando como resultado y ayudando posiblemente en coagulación y necrosis. Los efectos mecánicos de los ultrasonidos pueden aprovecharse para mejorar la eficiencia de ablación, o mejorar la administración de fármacos con o sin la adición de microburbujas en determinadas aplicaciones.

El MRI proporciona mapas de temperatura in vivo durante sonicación por HIFU. Puede monitorizarse la evaluación en tiempo real de elevaciones de temperatura en los mapas de temperatura y, por consiguiente, puede ajustarse la potencia, duración, frecuencia o trayectoria (es decir, el patrón espaciotemporal) de la sonicación.

La presente solicitud presenta aproximaciones de hipertermia leve ininterrumpida durante un periodo de tiempo extenso usando una aproximación de sonicación de multifoco para controlar la precisión y uniformidad de la temperatura, para restringir volúmenes calentados, y para disminuir presiones acústicas de pico en la región calentada. La presente solicitud mejora la estrategia de calentamiento por multifoco como una herramienta para aplicaciones de hipertermia leve, tales como en oncología clínica. Sin embargo, la estrategia de calentamiento por multifoco puede tener también otras aplicaciones tales como en ablaciones térmicas por MR-HIFU.

La solicitud de patente estadounidense US 2012/0191020 A1 da a conocer sistemas y métodos para calentar una superficie de manera sustancialmente uniforme. En diversas realizaciones, el calentamiento uniforme se consigue desplazando un haz de ultrasonidos por la superficie y/o irradiando secuencialmente mallas individuales de una rejilla de mallas definida sobre la superficie.

La solicitud de patente estadounidense US 2010/0030076 A1 da a conocer las intensidades de emisión de agrupaciones de elementos de transductor de una red de transductores ultrasónicos que se controlan basándose en un criterio de seleccionar como objetivo de tal modo que crea simultáneamente múltiples focos discontinuos, cada uno correspondiendo a uno de una pluralidad de sitios de selección como objetivo. La invención se define mediante la reivindicación independiente adjunta. Se proporcionan realizaciones preferidas en las reivindicaciones dependientes. Según la invención, se proporciona un aparato de tratamiento de hipertermia leve. El aparato incluye un generador de imágenes, que genera una imagen de planificación y mapas de temperatura de una región objetivo. El aparato incluye además una red en fase de transductores ultrasónicos. Una red de accionadores de transductor ultrasónico acciona individualmente los transductores ultrasónicos de la red en fase para generar sonicaciones de multifoco en la región objetivo. Uno o más procesadores están programados para recibir un perfil de temperatura objetivo y calcular la potencia, frecuencia, y fase relativa para los accionadores de transductor de la red de transductores ultrasónicos que se calcula para provocar que la red en fase de transductores ultrasónicos genere un patrón de sonicación de multifoco configurado para calentar la región objetivo con el perfil de temperatura objetivo.

Según otro aspecto, se proporciona un aparato de tratamiento de hipertermia leve que incluye un generador de imágenes y un controlador de exploración que controla el generador de imágenes para generar una imagen de planificación y mapas de temperatura de una región objetivo. Una red de accionadores de transductor ultrasónico acciona una red en fase de transductores ultrasónicos individualmente para generar múltiples y simultáneos puntos focales en una región objetivo. Una consola de planificación presenta la imagen de planificación y tiene una entrada mediante la cual un profesional clínico introduce un perfil de temperatura objetivo y una ubicación objetivo (área o volumen). Un controlador de ultrasonidos recibe el perfil de temperatura objetivo y calcula la potencia, frecuencia, y fase relativa para los accionadores de transductor que se calculan para provocar que la red en fase de transductores ultrasónicos genere un patrón de sonicación de multifo

objetivo hasta el perfil de temperatura objetivo.

Los expertos en la técnica apreciarán aún más ventajas de la presente invención después de leer y entender la descripción detallada a continuación.

La invención puede tomar forma en diversos componentes y disposiciones de componentes, y en diversas etapas y disposiciones de etapas. Los dibujos son sólo con el objetivo de ilustrar las realizaciones preferidas y no se deben interpretar como limitantes de la invención.

La figura 1 es una ilustración en forma de diagrama de un sistema de sonicaciones de multifoco guiadas por resonancia magnética para tratamientos de hipertermia leve;

la figura 2A es un campo de presión acústica simulado para una desviación de un único punto de 4 mm a la izquierda del centro;

la figura 2B es una simulación de una sonicación de multifoco con 16 focos simultáneos espaciados uniformemente en un círculo con un diámetro de 8 mm;

la figura 2C ilustra un plano de imagen sagital, es decir, en la dirección de la trayectoria del haz, correspondiente a la sonicación de único punto de la figura 2A;

la figura 2D es un plano de imagen sagital correspondiente al patrón de sonicación de multifoco de la figura 2B; la figura 3A ilustra un mapa de presión acústica para una sonicación de único punto focal 4 mm a la izquierda de las coordenadas de origen de la imagen;

la figura 3B ilustra un mapa de presión acústica para el patrón de 16 focos de la figura 2B;

la figura 3C ilustra un mapa de fases para la sonicación de único foco de la figura 3A;

la figura 3D ilustra un mapa de fases del patrón de 16 focos de la figura 3B;

la figura 4A ilustra un mapa de distribución de temperatura coronal simulado obtenido usando una trayectoria de sonicación de 8 mm en la cual se barre temporalmente un único punto por 16 puntos focales de manera suficientemente rápida para conseguir un promedio térmico eficaz;

la figura 4B ilustra el mapa de distribución de temperatura sagital de la sonicación de la figura 4A;

la figura 4C ilustra un mapa de distribución de temperatura coronal simulado obtenido usando un patrón de sonicación de multifoco con 16 focos concurrentes;

la figura 4D ilustra un mapa de distribución de temperatura simulado sagital del patrón de sonicación de multifoco de la figura 4C;

la figura 5A ilustra un mapeado de tumor coronal en una imagen de planificación ponderada por la densidad de protones

la figura 5B ilustra un mapa de temperatura coronal de temperaturas alcanzadas sobrepuesto en la imagen de planificación durante un tratamiento de hipertermia leve que muestra una distribución de temperatura típica después de 3 minutos de calentamiento;

la figura 5C es una imagen sagital correspondiente a la figura 5A;

la figura 5D es un mapa de temperatura sagital correspondiente al mapa de distribución de temperatura coronal de la figura 5B;

la figura 6A ilustra las temperaturas medias (línea continua), de percentil 10, y de percentil 90 (líneas discontinuas) dentro de una célula de tratamiento de 8 mm durante una sonicación de 5 minutos in vivo usando una aproximación de barrido por único foco;

la figura 6B ilustra las temperaturas medias (línea continua), y de percentiles 10 y 90 (líneas discontinuas) dentro de una célula de tratamiento de 8 mm durante una sonicación de 5 minutos usando una aproximación por multifoco en la que el rango de temperatura objetivo se indica como una caja gris;

la figura 7 ilustra un perfil de línea radial de temperatura media promediada en el tiempo centrado en una célula de tratamiento de 8 mm de un tumor para aproximaciones de sonicación tanto de único foco (línea continua) como de multifoco (línea discontinua);

la figura 8A ilustra una distribución de temperatura espacial promediada en el tiempo en un plano coronal para una célula de tratamiento de 8 mm para una aproximación de sonicación de barrido de único foco dentro de un tumor;

la figura 8B ilustra una distribución de temperatura espacial promediada en el tiempo en un plano coronal para una célula de tratamiento de 8 mm usando una aproximación de sonicación de multifoco dentro de un tumor; la figura 8C ilustra la distribución de temperatura promediada en el tiempo en el plano sagital correspondiente a la figura 8A;

la figura 8D ilustra la distribución de temperatura espacial promediada en el tiempo en el plano sagital correspondiente a la figura 8B; y

la figura 9 es un diagrama de flujo que ilustra el procedimiento de ordenador o etapas de tratamiento para hipertermia leve mediante sonicación de multifoco.

La temperatura óptima para la mayoría de aplicaciones de hipertermia leve está en el intervalo de 40-45°C. Temperaturas por debajo de 40°C normalmente tienen efectos limitados y temperaturas mayores de 45°C pueden interrumpir la perfusión tisular. En cambio, en técnicas de ablación, la temperatura se eleva a niveles capaces de inducir necrosis, normalmente superior a 55°C, y después dejando al tejido enfriarse. El sobrecalentamiento del tejido objetivo en el que se va a producir la ablación no es perjudicial. La presente técnica de hipertermia leve mantiene la temperatura en la región objetivo en el nivel deseado, por ejemplo, entre 40,5°C y 41,0°C, durante una larga duración, normalmente de 3-45 minutos o más. Durante este tiempo, la potencia, frecuencia, y trayectoria se ajustan para obtener una uniformidad de calentamiento óptima en el volumen objetivo para, por ejemplo, sensibilización o administración de fármacos homogéneas en el tejido.

Los efectos de HIFU en tejido dependen mucho de la intensidad acústica de la región focal, con diferentes mecanismos de propagación de energía de HIFU que dominan a altas y bajas intensidades acústicas. Cuando se hace funcionar a bajas intensidades acústicas, el campo acústico es predominantemente lineal, las ondas tienen forma armónica, y la intensidad acústica es proporcional al cuadrado de la presión. En los niveles de intensidad acústica más altos, la presión negativa (rarefacción) de pico se correlaciona bien con el inicio de los efectos de cavitación y la propagación de ondas no lineal conduce a la generación de armónicos mayores, distorsión asimétrica de formas de onda de presión, y en última instancia, a la formación de frentes de choque pronunciados. El ensanchamiento no lineal del espectro a frecuencias más altas y la formación de choques puede aumentar significativamente la absorción local de la energía acústica, especialmente en la región focal. Esta absorción de energía acústica aumenta drásticamente la velocidad de calentamiento local. La naturaleza impredecible de la propagación acústica no lineal y efectos biológicos mecánicos hacen plantear potenciales preocupaciones para aplicaciones clínicas en una población de pacientes diversa, incluso cuando un punto de foco de alta intensidad se explora rápidamente. La hipertermia leve intenta evitar el daño tisular directo debido a efectos biológicos tanto térmicos como mecánicos. Más bien, la hipertermia leve pretende sólo sensibilizar el tejido para terapias adyuvantes, tales como terapias de fármacos activados térmicamente.

Con referencia a la figura 1, un sistema 10 de tratamiento de hipertermia leve guiado por resonancia magnética incluye un sistema 12 de imágenes de resonancia magnética y una sonda 14 ultrasónica. El sistema de imágenes de resonancia magnética incluye un imán 20 principal para generar un campo magnético principal temporalmente constante B0 a través de una región 22 de formación de imágenes. Se hacen pulsar selectivamente bobinas 24 magnéticas de gradiente para generar gradientes de campo magnético por el campo magnético principal. Se controlan bobinas 26 de radiofrecuencia (RF) de cuerpo entero para inducir resonancia magnética en un sujeto en la región de formación de imágenes. Las señales de resonancia magnética inducidas se reciben por las bobinas 26 de RF de cuerpo entero o por una bobina 28 de RF local.

Un controlador 30 de exploración de resonancia magnética controla el gradiente y las bobinas de RF para aplicar un protocolo de formación de imágenes de densidad de protones por resonancia magnética seleccionado y un protocolo de formación de imágenes térmicas tal como una secuencia de formación de imágenes eco planar-eco de campo rápido (FFE-EPI) que utiliza desplazamiento de frecuencia de resonancia de protones (PRFS). Un sistema 32 de reconstrucción de resonancia magnética reconstruye las señales de resonancia recibidas en una imagen 34 de planificación de densidad de protones ponderada antes del tratamiento y en una serie de mapas 36 de imágenes térmicas de RM durante el tratamiento ultrasónico. Un profesional clínico usa una terminal 38 de planificación para planificar las propiedades espaciales y térmicas del tratamiento de hipertermia leve para proporcionar perfiles de tratamiento espaciales y térmicos, que se almacenan en una memoria 40 de perfil de tratamiento. El controlador 42 de ultrasonidos calcula un patrón de sonicación de multifoco (explicado posteriormente en mayor detalle en conjunción con la figura 9) que consigue los perfiles espaciales y térmicos seleccionados.

La sonda 14 de ultrasonidos incluye transductores 50 de ultrasonidos de red en fase, tal como una red de transductores de 256 elementos. La sonda 14 de ultrasonidos, en la realización ilustrada, se dispone en un soporte 44 de paciente, que se monta de manera movible para transportar al paciente y el transductor de ultrasonidos a una región 22 de examen del sistema 12 de imágenes de resonancia magnética. Se proporciona electrónica de accionamiento que incluye una red de accionadores 52 de transductor ultrasónico, con cada accionador paralelo a un transductor correspondiente, para proporcionar la potencia y frecuencia apropiadas a cada transductor ultrasónico individualmente con una fase relativa apropiada para administrar el patrón de sonicación de multifoco calculado por el controlador 42 de ultrasonidos. Los transductores de ultrasonidos se controlan individualmente. La electrónica de accionamiento puede usarse para dirigir el haz de multifoco a ubicaciones espaciales diferentes, profundidades diferentes, y niveles de potencia relativos diferentes en torno al perfil. Opcionalmente, se proporciona un dispositivo 54 de puntería mecánico para ajustar mecánicamente el ángulo y ubicación de la sonda de ultrasonidos, y de ese modo la ubicación relativa del haz de multifoco dentro del paciente. La electrónica de accionamiento permite la creación del patrón focal deseado mediante la generación de múltiples focos simultáneos asociados con niveles bajos de máximos secundarios. En una realización, se lleva a cabo un acoplamiento 56 acústico por la red de transductores para hacer contacto e interconectarse con el paciente.

El controlador 42 ultrasónico y la electrónica 54 de accionamiento controlan la red de transductores de ultrasonidos para sonicar cualquiera de una multiplicidad de patrones que pueden configurarse libremente. Por ejemplo, los patrones pueden incluir una red circular de focos con diámetros de círculo de 4-32 mm. Para calentar un volumen mayor, dos o más de los círculos pueden sonicarse simultáneamente o alternativamente. Para patrones más complejos, el controlador 42 de ultrasonidos calcula las tensiones y potenciales de accionamiento apropiados para cada uno de los transductores de la red de manera individual. Alternativamente, el controlador de ultrasonidos puede estar preprogramado con una pluralidad de patrones: unidimensional, bidimensional, y/o tridimensional. Estos patrones pueden ajustarse a escala y combinarse, como sea necesario, para coincidir con la forma y tamaño del volumen que se va a calentar. El operador puede especificar una región objetivo que se descompone después en un conjunto de patrones de sonicación con formas determinadas para el calentamiento para conformarse mejor a la región objetivo. La frecuencia, el tamaño objetivo de sonicación, y la profundidad de sonicación son también ajustables.

El controlador de ultrasonidos y la electrónica de accionamiento controlan los transductores para generar patrones, que contienen una pluralidad de focos que se sonican simultáneamente. Los patrones con una extensión, que oscila desde aproximadamente 4 mm hasta aproximadamente 32 mm en anchura, son adecuados para la mayoría de aplicaciones clínicas. Sin embargo, esta anchura puede aumentarse ajustando la geometría, o aumentando el número o tamaño de los elementos de transductor.

En cambio, para ablación térmica, se desea conseguir un aumento de temperatura rápido y altamente localizado en la región objetivo con el fin de limitar una elevación de temperatura indeseada en el tejido circundante. Un patrón de calentamiento bien definido con una eficiencia de energía alta maximiza la proporción entre el volumen de ablación y el calentamiento de campo cercano. Gradientes de temperatura pronunciados mejoran la delineación de la lesión. Cuando se completa la ablación, no es necesaria la uniformidad de temperatura. Consecuentemente, el barrido de un único punto enfocado de alta intensidad para aumentar el volumen de ablación es beneficioso para la ablación. La cavitación de bajo nivel y formación de ondas de choque, que se inducen en el foco por niveles de presión acústica altos, pueden ser beneficiosos para mejorar adicionalmente la eficiencia de calentamiento de la ablación. Deben evitarse daños colaterales de tejidos circundantes.

Para hipertermia leve, la estrategia de calentamiento es muy diferente. Los efectos mecánicos, tales como ondas de choque, gradientes de presión acústica altos, y cavitación, deben minimizarse al menos si no evitados del todo. Más bien, para hipertermia leve, el objetivo es meramente elevar la temperatura tisular local a la vez que se evita daño tisular directo. En hipertermia leve, la uniformidad de calentamiento en un intervalo de temperatura relativamente estrecho consigue efectos biológicos similares a través del volumen objetivo. Sin embargo, debido a las bajas temperaturas de hipertermia leve, es improbable un daño térmico a la piel o tejidos cercanos al objetivo.

Los patrones de sonicación de multifoco distribuyen la presión acústica en cualquier momento dado sobre un área grande. Aunque esto puede reducir la eficiencia de calentamiento y provocar que los bordes del tratamiento estén menos bien definidos, la presión acústica distribuida es todavía ventajosa para tratamientos de hipertermia leve ya que por ejemplo es mejor evitar los picos de temperatura temporales. La electrónica de accionamiento se usa para orientar y enfocar el haz de multifoco a la forma prescrita de un volumen objetivo.

El controlador 42 de ultrasonidos compara el mapa 36 térmico de RM actual con el perfil 40 de tratamiento y controla la electrónica de accionamiento para ajustar la potencia administrada a los transductores individuales de la red de ultrasonidos para mantener el perfil térmico real tan próximo como sea posible al perfil de tratamiento deseado a la vez que mantiene una presión de pico por debajo de un umbral dado para evitar daño mecánico. El sistema de resonancia magnética y el mapa 36 térmico de resonancia magnética proporcionan un bucle de retroalimentación para controlar la uniformidad de temperatura a la vez que limitan la presión de pico en la región objetivo. Para minimizar la presión de pico, la presión de pico puede estimarse usando simulaciones acústicas compatibles con un medio heterogéneo, por ejemplo, un trazador de rayos estocástico que también es rápido. En una realización, los transductores se accionan para crear calentamiento mínimo en la región objetivo y el bucle de retroalimentación sube iterativamente las temperaturas reales para que sean conformes con el perfil de temperatura objetivo.

La sonicación de multifoco de hipertermia leve con MR-HIFU reduce los posibles riesgos asociados con presiones instantáneas altas a la vez que obtiene una distribución de temperatura homogénea en la región objetivo. La presente técnica consigue calentamiento exacto y preciso dentro de la región objetivo con presiones acústicas significativamente más bajas y mejor control espacial sobre el calentamiento comparado con una técnica de sonicación de barrido de único punto de foco. La reducción en presión acústica y la mejora en control espacial convierten el calentamiento de multifoco en una herramienta ventajosa para aplicaciones de hipertermia leve para oncología clínica.

En cambio, cuando se aplican estrategias de retroalimentación de ablación binarias en hipertermia leve, por ejemplo, un punto que explora rápidamente, son o bien incapaces de mantener la hipertermia leve durante una larga duración, o bien incapaces de bajar las presiones acústicas de pico, o bien dan como resultado una precisión y/o uniformidad espaciotemporal de calentamiento inferiores.

La figura 2B ilustra un patrón de sonicación de multifoco a modo de ejemplo. La figura 2A, por comparación, ilustra un punto de único foco. Más específicamente, las figuras 2A y 2B son mapas de presión acústica obtenidos a través de simulaciones por ordenador. Como puede verse a partir de la escala de presión a la derecha, el patrón de sonicación de multifoco de la figura 2B distribuye una presión menor sobre un área amplia; mientras, el único punto de la figura 2A crea una presión mucho mayor en un área más localizada. Las figuras 2C y 2D ilustran el mapa de presión acústica en una dimensión ortogonal a los mapas de presión acústica de las figuras 2A y 2B, respectivamente. En la realización ilustrada, la sonicación de multifoco da como resultado aproximadamente una reducción del 70% en la presión acústica de pico.

Las figuras 3A y 3B de nuevo comparan medidas de mapas de presión acústica de un único punto de foco frente a un patrón de sonicación de multifoco. Las figuras 3C y 3D son mapas de fase de los patrones de sonicación de único foco y multifoco.

Las figuras 4A-4D comparan las características de calentamiento de patrones de sonicación de único foco y multifoco a través de simulaciones por ordenador. Las sonicaciones de barrido de multifoco y único foco se evaluaron en una simulación de hipertermia leve volumétrica por MR-HIFU controlada por retroalimentación binaria. Como se verá comparando las figuras 4C y 4D del patrón de sonicación de multifoco con las figuras 4A y 4B de la sonicación de barrido de único foco, el patrón de sonicación de multifoco da como resultado una distribución de temperatura más homogénea con menos rebasamiento 60 de temperatura sobre el intervalo de temperatura objetivo, 40,5°-41°C en el ejemplo ilustrado.

Las figuras 5A-5D ilustran un ejemplo de planificación de tratamiento y que da como resultado el calentamiento (mapas de temperatura) en un estudio in vivo, particularmente un modelo de conejo con un tumor Vx2 en un muslo usando la aproximación de sonicación de multifoco. Durante la planificación, el tumor se identifica con una línea discontinua en las imágenes de planificación de ponderadas por la densidad de protones. Se eligen regiones objetivo ambas dentro del tumor y el músculo normal, obsérvense los círculos 1-5 y 6-10. Con referencia a las figuras 5B y 5D, durante tratamiento, los mapas de temperatura, preferiblemente en color, se sobreponen en imágenes de magnitud dinámica. Las figuras 5B y 5D muestran una distribución de temperatura típica después de 3 minutos de calentamiento. El controlador 42 de ultrasonidos compara estos mapas de temperatura con el perfil de temperatura desde la memoria 40 de perfil de tratamiento y ajusta la potencia y fase de la energía aplicada a la red de transductores ultrasónicos para que los mapas de temperaturas reales y deseados sean y se mantengan conformes entre sí.

Las figuras 6-8 muestran curvas de temperatura media, perfiles de línea radiales de temperatura en la región objetivo, así como mapas de distribución de temperatura para ambos métodos de barrido de multifoco y único foco en estudios in vivo. Obsérvese que la temperatura 62 que usa la aproximación de multifoco (figura 6B) tiene menos rebasamiento del intervalo 64 de temperatura objetivo que la aproximación de barrido de único foco ilustrada en la figura 6A. De manera similar, una línea discontinua en la figura 7 muestra que la temperatura cerca del centro de la región calentada es menor y está dentro del intervalo de temperatura objetivo 40,5-41°C que la sonicación de único foco ilustrada mediante la línea continua. En las figuras 8B y 8D, obsérvese que la temperatura dentro de la región objetivo, como se denota mediante el círculo discontinuo en la figura 8B, está principalmente en el intervalo de 40,5°C con sólo dos regiones 66 pequeñas en el intervalo de 41°C. En cambio, la región objetivo con la sonicación de barrido de único foco da como da como resultado un calentamiento de una parte sustancial del área objetivo a 41°C y lleva un área 68 significativa cerca del centro de la región al intervalo de 41,5°C.

Con referencia de nuevo a la figura 1 y referencia adicional a la figura 9, el controlador 42 de ultrasonidos y la unidad 32 de reconstrucción de imágenes de resonancia magnética incluyen uno o más procesadores, que están programados para implementar las etapas de la figura 9. La imagen 34 de planificación se genera en la etapa 70. La imagen de planificación se analiza por un profesional clínico usando la consola 38 de planificación y un perfil de tratamiento que incluye un perfil o distribución de temperatura objetivo se genera y almacena en la memoria 40 de perfil de tratamiento en la etapa 72. Los procesadores del controlador de ultrasonidos reciben la distribución de temperatura objetivo y, en la etapa 74, calculan la potencia que se va a aplicar a cada uno de los transductores individuales de la red 50 en fase y la fase relativa y frecuencia o frecuencias con las que se aplica la potencia con el fin de generar la sonicación de multifoco que conseguirá la distribución de temperatura objetivo.

Como se explicó anteriormente, cuando se usan presiones acústicas altas, la temperatura objetivo puede alcanzarse demasiado rápido, por ejemplo, en cuestión de microsegundos, con respecto al intervalo de muestreo (velocidad de trama de imagen dinámica), induciendo así graves rebasamientos de la temperatura. Además, las presiones acústicas relativamente altas pueden ser suficientemente altas como para que el tejido tratado pueda ser dañado mecánicamente por las ondas de presión acústica. En la etapa 76, se aplican limitaciones de presión máxima al cálculo de modo que la potencia y fase relativa calculadas mantienen la presión acústica máxima por debajo de límites seleccionados por el profesional clínico. Con tales límites, el calentamiento puede ser más lento, por ejemplo, del orden de décimas de segundo, pero la presión permanece aceptablemente baja. Para aplicar los límites de presión, el procesador puede simular o estimar un mapa de distribución de presión acústica en la etapa 78. Para un transductor de red en fase con N elementos, la presión en unos puntos de control M dados en la posición r= rm con m= 1,2, M uede escribirse como

donde J = p es la densidad, c es la velocidad del sonido, k es el número de onda, S’ es la superficie de la fuente, u es la velocidad normal de la superficie de fuente, y r y r' son los puntos de observación y de fuente, respectivamente. El máximo del mapa de distribución de presión se compara con la presión máxima preseleccionada en la etapa 80. La potencia y la fase que se van a aplicar a cada transductor ultrasónico se recalcula o ajusta, como sea necesario, para cumplir el límite de presión acústica en la etapa 82. Este procedimiento puede aplicarse iterativamente.

En la etapa 90, comienza el tratamiento. Esto puede implicar inyectar agentes quimioterapéuticos cuya actividad se incrementa mediante calor, o liposomas que contienen fármaco cuya carga útil se libera a un umbral de temperatura determinado. En la etapa 92, el controlador 30 de exploración de resonancia magnética controla el dispositivo 12 de exploración de resonancia magnética para comenzar a generar los mapas 36 de temperatura. Cada mapa 36 de temperatura se sobrepone opcionalmente en la imagen de planificación en la etapa 94 y se presenta al profesional clínico, por ejemplo, en la consola 38 de planificación. En la etapa 96, los mapas de temperatura generados se comparan con la distribución de temperatura objetivo. Si las distribuciones de temperatura objetivo y real difieren, la potencia y la fase relativa que se aplican a los elementos de transductor ultrasónico se recalculan o ajustan en la etapa 98. Las potencias y fases relativas recalculadas se limitan mediante límites de presión máxima en la etapa 76’ análoga a la etapa 76 descrita anteriormente. En la etapa 100, se ajustan la potencia y fase relativa aplicadas a los elementos de transductor ultrasónico. Se continúan generando los mapas de temperatura, comparándolos a los perfiles de temperatura objetivo, y ajustando la potencia y fase relativa aplicadas a los elementos de transductor durante la duración del tratamiento que puede ser, por ejemplo, del orden de 30-45 minutos.

La potencia y fase aplicadas a los transductores de la red 50 en fase pueden ser estáticas o pueden variar con el tiempo con el fin de desplazar el patrón de sonicación de multifoco. Esto puede hacerse incluso entremedias de las adquisiciones de mapas de temperatura subsecuentes. Por ejemplo, si la potencia y fase calculadas dan como resultado un anillo circular de puntos de multifoco, el anillo puede rotarse para una distribución de temperatura más uniforme. Para cubrir áreas grandes, el anillo u otros patrones de multifoco se expanden y contraen en radios. La expansión y contracción puede ser en etapas o barridas en un continuo.

El cálculo de la potencia, fase y frecuencia que se van a aplicar a los transductores acústicos individuales se limita también para mantener presiones en la región entre la red de transductores y la región objetivo para mantenerse por debajo de máximos preseleccionados. Por ejemplo, el ajuste de fase de los transductores puede seleccionarse de modo que los campos de presión interfieren destructivamente en la región entre la red de transductores y la región objetivo.

El aparato descrito anteriormente puede combinarse ventajosamente con movimiento o angulación mecánicos del transductor para calentar en múltiples posiciones o ángulos de transductor mecánico individual con el fin del crear una región calentada más grande. Esto será beneficioso para el calentamiento de tumores más grandes. La invención se ha descrito con referencia a las realizaciones preferidas. Modificaciones y alteraciones pueden producirse a otras tras leer y entender la descripción detallada anterior. Se pretende que la invención se construya incluyendo todas tales modificaciones y alteraciones siempre que entren dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas o los equivalentes de las mismas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Aparato (10) de tratamiento de hipertermia leve que comprende:

un generador (12) de imágenes que genera una imagen (34) de planificación;

una red en fase de transductores (50) ultrasónicos;

una red de accionadores (52) de transductor ultrasónico para accionar individualmente los transductores ultrasónicos de la red en fase para generar sonicaciones de multifoco en una región objetivo;

uno o más procesadores (30, 32, 34) programados para:

recibir un perfil de temperatura objetivo basando en la imagen de planificación, y

calcular potencia, frecuencia y fase relativa de los accionadores de transductor de la red de accionadores de transductor ultrasónico que provoca que la red en fase de transductores ultrasónicos genere un patrón de sonicación de multifoco configurado para calentar la región objetivo con el perfil de temperatura objetivo, caracterizado porque el uno o más procesadores está(n) programado(s) además para:

calcular las potencias, frecuencias, y fases relativas y/o un número de focos de modo que el perfil de sonicación de multifoco mantiene presiones acústicas en la región objetivo por debajo de presiones acústicas máximas.

2. Aparato según cualquiera de la reivindicación 1, en el que el uno o más procesadores están programados además para:

simular un mapa de distribución de presión acústica basado en las potencias y fases relativas calculadas;

comparar presiones acústicas del mapa de distribución de presión acústica con una presión acústica máxima preseleccionada; y

recalcular las potencias, y fases relativas, frecuencias, y/o el número de focos de modo que presiones acústicas de la distribución de presión acústica simulada están por debajo de la presión acústica máxima preseleccionada.

3. Aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2, en el que el aparato de formación de imágenes es un dispositivo (12) de exploración de resonancia magnética.

4. Aparato según la reivindicación 3, en el que el dispositivo (12) de exploración de resonancia magnética incluye un controlador (30) de exploración que controla el dispositivo de exploración de resonancia magnética para aplicar una secuencia de imagen de termometría que utiliza desplazamiento de frecuencia de resonancia de protones, T1, T2/T2*, difusión, densidad de protones, o métodos de espectroscopía.

5. Aparato según la reivindicación 3 ó 4, en el que el uno o más procesadores están programados además para reconstruir señales de resonancia recibidas desde el aparato de formación de imágenes en la imagen de planificación y una serie de mapas de temperatura.

6. Aparato según la reivindicación 5, en el que el uno o más procesadores están programados además para reconstruir la serie de mapas de temperatura en tiempo real durante la generación de las sonicaciones de multifoco.

7. Aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 5-6, en el que el uno o más procesadores están programados además para después de iniciar el tratamiento de hipertermia leve:

comparar un mapa de temperatura actual a partir de la serie de mapas de temperatura con el perfil de temperatura objetivo;

calcular ajustes a las potencias, frecuencias y fases relativas aplicadas basándose en diferencias de temperatura entre el mapa de temperatura generado y el perfil de temperatura objetivo; y

ajustar las potencias, frecuencias y fases aplicadas.

8. Aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 1-5, en el que el uno o más procesadores están programados además para: descomponer la región objetivo en un conjunto de patrones de sonicación de multifoco.

9. Aparato según una cualquiera de las reivindicaciones 1-8, que incluye además una consola (38) de planificación que presenta la imagen de planificación y en la que un profesional clínico introduce el perfil de temperatura objetivo.