ES2344717T3 - Procedimiento de clasificacion de tejidos in vivo. - Google Patents

Abstract

Procedimiento de clasificación in vivo de tejido vivo empleando una agrupación ordenada de convertidores de ultrasonidos, un dispositivo de control para la agrupación ordenada de convertidores, al menos una fuente de luz con pequeño ancho espectral en el dominio de longitudes de onda por encima de 500 nm, al menos un detector de luz y un ordenador de procesos para procesar los valores de medida del detector de luz, en donde el detector de luz capta solamente luz retrodispersada desde el tejido, la agrupación ordenada de convertidores de ultrasonidos irradia el tejido con ultrasonidos enfocados durante la iluminación con esta al menos una fuente de luz y el ordenador de procesos aísla la contribución de la luz dispersada en el foco de ultrasonidos a la intensidad de luz total medida por el detector de luz y calcula a partir de ella parámetros ópticos para el tejido en el foco de ultrasonidos, caracterizado porque el ordenador de procesos deriva de los parámetros ópticos calculados, como magnitud característica, la desviación de estos parámetros ópticos respecto de valores de referencia en tejido sano registrados durante la medición, cuya desviación es optimizada respecto de un criterio de optimalidad prefijado variando para ello la posición del foco de ultrasonidos en el tejido por medio del dispositivo de control de conformidad con el ordenador de procesos, y el ordenador de procesos compara los parámetros ópticos en la posición óptima descubierta del foco de ultrasonidos con una tabla de datos almacenada y clasifica así el tejido.

Description

Procedimiento de clasificación de tejidos in vivo.

La invención concierne a un procedimiento de clasificación de tejidos in vivo, en el que se aplica radiación de ultrasonidos y de luz infrarroja a tejido vivo, especialmente al cuerpo humano o animal, y se deducen de la luz nuevamente saliente parámetros ópticos locales del tejido, especialmente el poder de absorción y/o de retrodispersión del mismo, con lo que se puede clasificar el tejido.

Las exploraciones con ultrasonidos para descubrir tejido normal en el organismo vivo son estado de la técnica desde hace mucho tiempo. Un campo de aplicación usual es el diagnóstico de mama, es decir, la detección de cáncer de mama en mujeres. El tejido maligno, especialmente el tejido canceroso, se caracteriza, entre otras cosas, por propiedades mecánicas diferentes de las del tejido sano circundante, de modo que en la irradiación con ultrasonidos los contrastes de impedancia en superficies límite conducen a la reflexión de las ondas acústicas. Esto se aprovecha para la localización de tejido normal. Sin embargo, la sola exploración con ultrasonidos no permite sacar ninguna conclusión acerca de si la anomalía descubierta del tejido consiste en un tumor maligno. Por este motivo, es corriente la toma de una muestra del candidato a tumor (biopsia) para la determinación definitiva en el laboratorio.

Con ayuda de las muestras tomadas no solo se puede clasificar exactamente el tejido, sino que también se pueden medir exactamente sus propiedades ópticas. En particular, se pone de manifiesto que las células cancerosas absorben determinadas longitudes de onda de la luz de los espectros de infrarrojo cercano (NIR) e infrarrojo medio (MIR) en una cuantía sensiblemente mayor que la de células sanas.

Como estado de la técnica se puede citar el documento DE 103 11 408 B3 proveniente de la inventora.

El cuerpo humano es ampliamente transparente, a causa de los mínimos de la banda de agua, en el dominio de longitudes de onda comprendido entre aproximadamente 600 y 1000 nm ("ventana biológica"). Es decir, la luz puede penetrar profundamente en el tejido, atravesarlo o bien retornar a la superficie iluminada. Existen aún otras "ventanas transparentes" en el espectro MIR caracterizadas por una pequeña absorción de agua en comparación con otros constituyentes del tejido, por ejemplo entre 5000 y 7500 nm e incluso entre 10 y 25 micrómetros.

Dentro de tales "ventanas transparentes" es posible especificar para cada constituyente individual del tejido una longitud de onda de luz que sea bien absorbida o dispersada por esta porción de tejido. Es ya conocido por estudios ex vivo de tejido tumoral extraído el hecho de que algunas longitudes de onda son especialmente características de células cancerosas, entre otras cosas porque éstas contienen determinadas sustancias que no se presentan en el tejido sano.

El documento WO 94/28795 propone un procedimiento para realizar una clasificación de tejidos in vivo mediante la aplicación combinada de irradiación de ultrasonidos enfocados y luz NIR. Como señal de medida sirve allí la radiación transmitida y/o retrodispersada -que sale del tejido- en el dominio de longitudes de onda de 600 a 1500 nm, la cual varía mientras se desplaza por el tejido el foco de ultrasonidos. El desplazamiento del foco es posible, por ejemplo, mediante una activación adecuada de una agrupación ordenada de transductores, descrita, por ejemplo, en el documento US 2 322 068.

El documento WO 94/28795 aporta en particular la enseñanza de que

- el foco deberá ser movido continuamente en tres dimensiones por el tejido a explorar para recorrer tanto tejido normal como tejido anormal a fin de que el tejido anormal pueda ser clasificado con ayuda del "contraste" con el tejido normal;

- la radiación de los ultrasonidos enfocados ha de aplicarse en forma modulada en amplitud para valorar el tejido respecto de parámetros mecánicos (por ejemplo, tiempo de relajación) con ayuda de la influencia de la amplitud variable sobre la señal luminosa;

- la posición del foco deberá mantenerse fija en el sitio de una influencia significativa de la amplitud de los ultrasonidos sobre la señal óptica para variar seguidamente la composición espectral de la luz NIR irradiada;

- a partir de la dependencia de la señal de medida respecto de la composición espectral se puede deducir la patología del tejido.

Todas las medidas citadas son seguramente razonables y posiblemente necesarias para un extenso análisis biofísico del tejido celular complejo. Como es sabido, las células vivas modifican, por ejemplo, sus propiedades ópticas bajo presión y en función de la temperatura. De aquí que los análisis detallados de las variaciones sean ciertamente el medio de elección para tener adecuadamente en cuenta todas las magnitudes de influencia importantes sobre la señal de medida óptica.

Sin embargo, en la práctica médica la cuestión interesante es en principio mucho más sencilla: ¿se deberá extraer tejido sospechoso reconocido en la exploración con ultrasonidos y examinarlo en el laboratorio o quizá es esto evitable?

Habitualmente, una biopsia es ciertamente muy desagradable o incluso dolorosa para el paciente, pero para el médico que realiza el tratamiento está ligada más bien a un coste reducido. La cuantiosa medición según el documento WO 94/28795 es más bien desventajosa para el diagnóstico médico, puesto que

- solamente el desplazamiento continuo del foco de ultrasonidos (volumen < 1 mm^{3}) por un campo de medida 3D al menos 1000 veces mayor es posible únicamente con lentitud y, por tanto, exige mucho tiempo;

- la observación de parámetros mecánicos de las células para descubrir areales malignos parece ser bastante complicada en comparación con la medición corriente por reflexión de ultrasonidos, aún cuando quizá permita un mapeado más exacto, si bien esto no le interesa imprescindiblemente al médico (al menos no para la detección prematura de cáncer);

- la variación de la composición espectral de la luz de medida requiere fuentes de luz y/o analizadores espectrales sintonizables que, tomados por separado, son ya componentes caros, de modo que el dispositivo propuesto permite esperar considerables costes de adquisición.

Aparte de estos inconvenientes, el dispositivo del documento WO 94/28795 está diseñado prioritariamente para la detección de luz transmitida, aún cuando se menciona explícitamente un dispositivo de medida unilateral que mide solamente luz retrodispersada. No obstante, la luz retrodispersada está sometida comúnmente a dispersiones múltiples, es decir que recorre un camino apenas previsible desde la fuente de luz hasta el detector dispuesto al lado de ella. Por tanto, no es tampoco seguro si la luz retornante ha recorrido, por ejemplo, el foco de ultrasonidos. Dicho de otra manera, en la retrodispersión pura existe el problema -no resuelto por el documento WO 94/28795- de la localización de la fuente para las contribuciones a la señal de medida óptica.

Sin embargo, el documento DE 103 11 408 B3 anteriormente mencionado describe una posibilidad de determinar la concentración de constituyentes de la sangre, por vía no invasiva, a partir de la retrodispersión de longitudes de onda IR especiales, posicionándose un foco de ultrasonidos en el interior de un vaso sanguíneo para marcar la región de retrodispersión. El procedimiento de evaluación está diseñado para diferenciar la luz retornante del foco frente a la restante luz retrodispersada y para determinar solamente propiedades ópticas para la región del foco. El dispositivo del documento DE 103 11 408 B3 emplea una pluralidad de diodos de láser IR cuyas longitudes de onda se han acomodado de antemano al problema planteado, especialmente a la medición de oxígeno en sangre. El dispositivo no es adecuado, sin más medidas, para la exploración general de tejidos, ya que, entre otras cosas, confía también en el descubrimiento de una posición adecuada del foco según el principio Doppler, presuponiendo este descubrimiento la presencia de un volumen suficiente de sangre circulante en forma dirigida.

El problema de la invención consiste ahora en perfeccionar el estado de la técnica en el sentido de que se obtenga un procedimiento simplificado para la clasificación no invasiva de tejido in vivo.

El problema se resuelve por medio de un procedimiento con las características de la reivindicación 1. Las reivindicaciones subordinadas indican ejecuciones ventajosas.

Un dispositivo correspondiente comprende un equipo de ultrasonidos que está configurado como una agrupación ordenada de transductores con un dispositivo de control electrónico y que puede emitir y recibir ultrasonidos. Según el modo de activación, la fuente puede emitir discrecionalmente ultrasonidos con frentes de onda sustancialmente planos, cóncavos o convexos, es decir que puede irradiar el tejido a explorar en forma especialmente desplegada en abanico o enfocada. Se puede elegir aquí la posición del foco y ésta puede ser variada por el dispositivo de control según consignas externas en el transcurso de la medición. Además, el dispositivo de control puede deducir, a partir de la medición del tiempo de propagación de ondas acústicas reflejadas en el tejido, un área diana espacial que contenga una anomalía del tejido.

El dispositivo según la invención comprende también al menos una fuente de luz, pero preferiblemente una pluralidad de fuentes de luz con una estrecha distribución espectral, prefiriéndose particularmente los diodos de láser. El número de fuentes de luz y la selección de la respectiva longitud de onda de emisión principal deberán ser de configuración variable, por lo que se recomienda una estructura modular. Sin embargo, como alternativa y ciertamente también en función del futuro desarrollo de los precios de tales fuentes de luz puede estar dispuesto al mismo tiempo en el dispositivo un mayor número de fuentes de luz (por ejemplo, 10-20 longitudes de onda diferentes), que entonces, naturalmente, tienen que ser conmutables de una en una.

En este caso, son de interés fundamentalmente todas las longitudes de onda de los dominios espectrales NIR y MIR, es decir, concretamente una radiación no ionizante con una longitud de onda de al menos 500 nm. Naturalmente, en la selección de longitudes de onda para la medición in vivo no se podrá o deseará tomar en consideración, sin más medida, rayos de microondas de cualquier naturaleza, y especialmente tampoco se tendrá disponible un láser para cada longitud de onda de interés. La atención principal deberá dirigirse aquí a la "ventana biológica" (500-1000 nm), pero la invención no desea entenderse como limitada a esa ventana. Puede ser enteramente conveniente clasificar determinadas clases de tejido con ayuda de longitudes de onda bastante por fuera de la ventana biológica.

Asimismo, el dispositivo según la invención comprende un detector de luz, siendo especialmente ventajosa aquí una agrupación ordenada plana de sensores fotosensibles (por ejemplo, una cámara CCD) que mida la intensidad de luz retrodispersada. El detector de luz es leído regularmente por un ordenador de procesos electrónico. El ordenador de procesos aprovecha aquí también los parámetros del campo de ultrasonidos proporcionado por el dispositivo de control de ultrasonidos, especialmente la frecuencia de conmutación, la energía de pulsación y la tasa de repetición. Con ayuda del algoritmo ya descrito en el documento DE 103 11 408 B3 se aísla la contribución de la luz retrodispersada en la región del foco de ultrasonidos a la intensidad total.

Teniendo en cuenta la profundidad conocida del foco debajo de la superficie del tejido se pueden compensar en el ordenador las pérdidas de dispersión de la porción de luz aislada típicas en el tejido sano. Después de la compensación, se calcula un valor, por ejemplo, para el coeficiente de absorción y/o para el poder de retrodispersión del tejido en el interior del foco de ultrasonidos, cuyo valor puede referirse al mismo tiempo a longitudes de onda individuales o bien a varias de éstas.

Para la clasificación del tejido es necesario ubicar la situación del foco en una posición lo más expresiva posible dentro de una anomalía de tejido reconocible. Esta situación no coincide imprescindiblemente con el centro de gravedad de la región localizada por una exploración de ultrasonidos con impedancia acústica modificada. Por el contrario, la anomalía, precisamente en presencia de células modificadas por enfermedad, se caracteriza especialmente por una química celular anormal y, por tanto, se puede detectar sobre todo en los parámetros ópticos.

Por tanto, según la invención, la posición del foco deberá ser modificada de forma totalmente automática sobre la base de la respectiva absorción y/o retrodispersión medidas del tejido en el foco. La posición del foco no tiene que desplazarse aquí continuamente, sino que puede cambiarse a saltos. Comparando los coeficientes de absorción y/o de dispersión en una posición determinada del foco con el de una o varias posiciones predecesoras se deduce algorítmicamente una posición sucesora que es ajustada después, en el proceso de medida siguiente, por el dispositivo de control de ultrasonidos.

Detrás de la selección algorítmica de una secuencia de posiciones del foco no se oculta nada diferente de un sencillo problema de optimización. Se busca el lugar de ubicación del óptimo para una magnitud característica -que se puede derivar de una absorción y/o dispersión mensurables- de una o varias longitudes de onda de luz dentro de la anomalía del tejido descubierta previamente por medio de ultrasonidos. Qué magnitud característica se considere o qué óptimo se busque depende de la concreta tarea de medida.

La invención prevé que se determine como magnitud característica la desviación del coeficiente de absorción o de dispersión del foco respecto de los del tejido sano (una referencia que es registrada al comienzo de la medición) y se la busque para ello después de un máximo local.

Se dirigirá la atención sobre todo a la absorción cuando, por ejemplo, se haya administrado previamente al paciente un colorante que se acumule principalmente en tejido maligno. En este caso, se irradian ventajosamente longitudes de onda de luz que absorba bien el colorante. Cuando se emplea un colorante selectivo de esta clase, se puede prescindir incluso del registro de una referencia para el tejido sano. Para otras cuestiones, por ejemplo la exploración de tejido adiposo, tiene más fuerza expresiva la consideración de la retrodispersión.

La selección de la magnitud característica a considerar es relativamente evidente para cada problema planteado y el usuario tendrá presente que el óptimo a buscar (en este caso el máximo) existe también en alguna posición en el tejido. Además, se puede partir de la constancia de la función a maximizar y se podrá justificar también que se presuma la diferenciabilidad de la función, de modo que, por ejemplo, una disminución del gradiente o cualquier otra cosa en otro algoritmo de optimización conocido pueda aprovecharse para calcular la secuencia de las posiciones del foco (puntos de apoyo de la función).

No importa aquí el algoritmo exacto con el cual se calcula la optimización. Por el contrario, lo importante es el reconocimiento de que el desplazamiento del foco de ultrasonidos se efectúa sobre la base de la proporción de la intensidad luminosa retrodispersada que se ha asignado previamente tan solo al tejido de la región del foco. El foco se desplaza automáticamente hasta que viene a quedar en reposo en una posición óptimamente expresiva del tejido.

Cuando esta posición haya sido ya captada con el foco de ultrasonidos, es recomendable obtener individualmente los coeficientes de absorción (y/o los coeficientes de retrodispersión) para todas las longitudes de onda IR disponibles. El ordenador de procesos deberá disponer, además, de una tabla de datos con la que compare los resultados de medida. La tabla contiene un número lo mayor posible de clases de tejidos con los respectivos parámetros ópticos conocidos, tal como éstos se hayan medido, por ejemplo, en el laboratorio. Se puede entregar así directamente al usuario del dispositivo de medida una clasificación del tejido. No obstante, se tiene que ser consciente de que las tablas de datos disponibles según el estado actual se basan en hallazgos patológicos, es decir que se han medido muestras de tejido extraídas que pueden diferenciarse mucho respecto de temperatura, presión, valor de pH o constituyentes sanguíneos en el entorno de la situación in vivo. Esto influye considerablemente en parte sobre los parámetros
ópticos.

No obstante, hay que partir de la consideración de que la química celular se mantiene ampliamente ajena a la influencia de esto, de modo que es posible una clasificación razonable en el marco de ciertas tolerancias. La determinación de la magnitud de tales tolerancias es objeto de un futuro trabajo que, no en último término, será de carácter empírico. Sin embargo, es ya ahora evidente que una desviación de los parámetros óptimos obtenidos según la invención respecto de los determinados en muestras patológicas es prácticamente inevitable y, por tanto, solo se puede lograr una manifestación de probabilidad sobre la clasificación del tejido.

Una ejecución muy especialmente preferida de la invención consiste en calcular concretamente esta probabilidad y proporcionársela también al usuario.

Por tanto, a diferencia del documento DE 103 11 408 B3, en el que se efectúa ciertamente una clasificación de tejido vivo que se basa en una combinación de análisis por luz infrarroja y ultrasonidos enfocados, el posicionamiento del foco de ultrasonidos se efectuará ahora en función del resultado de la medición óptica.

Por ejemplo, una tupla de valores de medida (A1, A2, R3, A4,...) puede ser también un parámetro óptico de esta clase, debiendo designar, por ejemplo, A1 el coeficiente de absorción para la longitud de onda 1 y R3 el coeficiente de retrodispersión para la longitud de onda 3. Es esencial ahora que se midan primero los parámetros ópticos para una posición fija del foco. Seguidamente, el ordenador de procesos propone, para optimizar la medición, una mejor posición del foco que es activada por medio de una agrupación ordenada de convertidores de ultrasonidos. Se captan los valores de medida ópticos reales de la segunda posición del foco y éstos intervienen en una nueva estimación del ordenador de procesos, etc.

Se encuentra así iterativa y automáticamente una posición del foco de máxima fuerza expresiva (sin el desplazamiento paulatino por el tejido, lo que sería muy costoso en tiempo), en la que se realiza la clasificación.

La clasificación del tejido después de un posicionamiento óptimo del foco de ultrasonidos según el procedimiento descrito en la solicitud presupone que la señal óptica captada en el detector de luz admita una conclusión inmediata sobre parámetros ópticos del tejido en la posición actual del foco.

Particularmente para luz retrodispersada, la localización precisa de la fuente, debido a la dispersión múltiple de fotones en el tejido vivo, no es trivial. La señal de medida óptica se utiliza allí ciertamente también en el documento citado para el análisis de sustancias, pero el posicionamiento del foco confía en el aprovechamiento del efecto Doppler acústico en presencia de sangre circulante en suficiente cantidad. Sin embargo, no se ha descrito allí una aplicación en un tejido cualquiera apartado de los vasos sanguíneos grandes.

En lo que sigue se explica la invención con más detalle todavía ayudándose de la única figura:

La figura 1 es una representación esquemática del modo de proceder implementada en el dispositivo para descubrir la posición del foco con la mayor fuerza expresiva para la clasificación del tejido.

En la forma de realización preferida del dispositivo según la invención una agrupación ordenada de transductores de ultrasonidos, una pluralidad de fuentes de luz y una agrupación ordenadas de sensores sensibles a la luz están dispuestas una al lado de otra e integradas en un aplicador que puede sujetarse con la mano. Preferiblemente, las fuentes de luz y la agrupación ordenada de sensores están dispuestas concéntricamente alrededor de la agrupación ordenada de transductores. El aplicador deberá fijarse preferiblemente sobre la superficie del tejido a explorar (piel del paciente), por ejemplo por una acción de depresión o por medio de un pegamento médico.

Como se representa en la figura 1 a), el aplicador comienza la exploración con un barrido del tejido para localizar regiones de interés con ayuda de contrastes de impedancia. La agrupación ordenada de transductores (US) irradia primero ultrasonidos desplegados en abanico, y se obtienen por el dispositivo de control los tiempos de propagación de señales reflejadas. Estos tiempos de propagación se convierten en coordenadas del tejido posiblemente anormal que se debe explorar más de cerca. A partir de las coordenadas se determinan de manera en sí conocidas los parámetros de activación de los distintos elementos transductores con los cuales es posible la generación y eventualmente el desplazamiento de un foco de ultrasonidos en un área diana que contiene el tejido anormal. Las coordenadas del área diana se retransmiten también al ordenador de procesos, el cual tiene la competencia de realizar la lectura de la agrupación ordenada de sensores ópticos y el cálculo de los parámetros ópticos.

Después de la obtención del área diana se irradia el tejido con luz de pequeño ancho espectral, preferiblemente luz de láser, formándose al mismo tiempo un foco de ultrasonidos. En la figura 1 b) se conduce la luz por un conductor óptico (LWL) hasta cerca de la fuente de ultrasonidos, desde la luz entra en el tejido. Por tanto, las propias fuentes de luz no tienen que estar integradas imprescindiblemente en el aplicador, sino que solamente tienen que estarlo unos medios para conducir la luz. La figura 1 b) muestra también que se ajustan dos posiciones de foco a las profundidades F1 y F2 fuera del área diana para registrar allí como referencia los parámetros óptimos del tejido sano. El registro de una referencia al comienzo de un proceso de clasificación es necesario la mayoría de las veces y es siempre recomendable, aunque no sea más que porque los distintos pacientes se diferencian sensiblemente e incluso en el mismo paciente puede existir una dependencia temporal de los resultados de medida (por ejemplo, mediciones repetidas en días diferentes).

Las desviaciones de los valores de medida en el área diana respecto de los del tejido normal definen aquí la función que se debe maximizar por vía algorítmica. A este fin, las intensidades de luz retrodispersadas son medidas por la agrupación ordenadas de sensores y divididas por el ordenador en proceso en porciones que han recorrido o no el foco de ultrasonidos, y se calculan los parámetros ópticos de la región del foco. Con las coordenadas de la posición actual del foco retransmitidas por el dispositivo de control se obtiene en el ordenador de procesos una función numérica que puede ser explorada sobre la base de puntos de apoyo. Dado que aquí se busca el máximo de la función, la exploración puede efectuarse a saltos utilizando algoritmos de optimización conocidos. El ordenador de procesos emplea directamente los datos de medida ópticos y los algoritmos citados para ordenar al dispositivo de control el reposicionamiento del foco para el siguiente punto de apoyo.

La iteración de la posición del foco termina automáticamente tan pronto como el foco viene a quedar situado en el tejido de la más fuerte anomalía. Puede ser ventajoso prever por técnicas de programación otros criterios forzadores de convergencia, por ejemplo, en el caso más sencillo, la interrupción de la iteración después de un número establecido de pasos de iteración.

En el ejemplo concreto de la figura 1 se ajustan dos lugares de medida iniciales en las profundidades F1 y F2. Los valores de medida pueden, por ejemplo, promediarse y servir como valor de referencia para el tejido normal. Asimismo, en una posición del foco en el área diana (profundidad F) se puede determinar un tercer valor de medida que se compara por separado con los dos valores en F1 y F2. La elección y el número de posiciones iniciales del foco dependen, entre otros factores, del algoritmo de iteración y, por este motivo, no deberán entenderse aquí como limitativos para la invención. En particular, puede ser ventajoso para algunos algoritmos de optimización que se seleccionen aleatoriamente los puntos de apoyo iniciales.

En la figura 1 c) pueden verse esquemáticamente algunas vías de dispersión de fotones IR irradiados que encuentran su camino de vuelto al conductor óptico (LWL), habiendo recorrido estos fotones un foco en cada caso. En principio, los fotones pueden entrar nuevamente en el LWL y ser conducidos a un detector. Sin embargo, ya por motivos de la pequeña intensidad retrodispersada es preferible emplazar directamente una agrupación ordenada plana de sensores como detector de luz sobre el tejido a explorar (no representado) y registrar de forma integradora la intensidad en todos los elementos de la agrupación ordenada. La agrupación ordenada de sensores deberá presentar de todos modos una extensión lateral que se acomode a la circunstancia de que la luz retornante tiende a salir en una forma tanto más desplazada lateralmente cuanto más profundamente sea dispersada en el tejido. Por lo demás, esta correlación empíricamente conocida puede utilizarse también como asistencia para aislar la luz retrodispersada en el foco de ultrasonidos, ya que ciertamente la profundidad del foco es siempre conocida.

Resumiendo, el dispositivo según la invención realiza dos tareas:

1. Utiliza ultrasonidos y luz IR retrodispersada para descubrir de forma totalmente automática, por medio de un algoritmo de optimización implementado, una posición del foco de ultrasonidos con la máxima fuerza expresiva para la clasificación del tejido con ayuda de parámetros ópticos.

2. Explora el tejido en el foco de ultrasonidos previamente colocado en posición óptima -y solamente allí- respecto de sus parámetros ópticos para una pluralidad de longitudes de onda IR establecidas y realiza una clasificación del tejido observado con ayuda de la comparación de estos valores de medida con hallazgos tabulados de exploraciones patológicas.

Idealmente, ya a causa de las desviaciones anteriormente mencionadas entre tejido in vivo y muestras de tejido extraídas, el ordenador de procesos, aparte de facilitar la clasificación, facilita también una probabilidad de la exactitud de su análisis para asistir al médico de tratamiento en la decisión sobre medidas adicionales.

Una ejecución ventajosa de la invención consiste en almacenar los parámetros medidos en el caso particular cuando el médico se decida por una extracción de tejido y un estudio de laboratorio. Los resultados del laboratorio pueden ingresarse después en el ordenador de procesos, juntamente con los datos de medida almacenados, a través de una interfaz, por ejemplo un programa de ingreso guiado por máscara, para ampliar así paulatinamente el inventario de datos que se aprovecha para la clasificación.

Claims (6)

1. Procedimiento de clasificación in vivo de tejido vivo empleando una agrupación ordenada de convertidores de ultrasonidos, un dispositivo de control para la agrupación ordenada de convertidores, al menos una fuente de luz con pequeño ancho espectral en el dominio de longitudes de onda por encima de 500 nm, al menos un detector de luz y un ordenador de procesos para procesar los valores de medida del detector de luz, en donde el detector de luz capta solamente luz retrodispersada desde el tejido, la agrupación ordenada de convertidores de ultrasonidos irradia el tejido con ultrasonidos enfocados durante la iluminación con esta al menos una fuente de luz y el ordenador de procesos aísla la contribución de la luz dispersada en el foco de ultrasonidos a la intensidad de luz total medida por el detector de luz y calcula a partir de ella parámetros ópticos para el tejido en el foco de ultrasonidos, caracterizado porque el ordenador de procesos deriva de los parámetros ópticos calculados, como magnitud característica, la desviación de estos parámetros ópticos respecto de valores de referencia en tejido sano registrados durante la medición, cuya desviación es optimizada respecto de un criterio de optimalidad prefijado variando para ello la posición del foco de ultrasonidos en el tejido por medio del dispositivo de control de conformidad con el ordenador de procesos, y el ordenador de procesos compara los parámetros ópticos en la posición óptima descubierta del foco de ultrasonidos con una tabla de datos almacenada y clasifica así el tejido.

2. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque el criterio de optimalidad prefijado es la maximización de la magnitud característica.

3. Procedimiento según la reivindicación 1 ó 2, caracterizado porque antes de la medición de los parámetros ópticos se realiza un barrido con ultrasonidos en el que el dispositivo de control registra los tiempos de propagación de ondas acústicas reflejadas, y se determina a partir de ellos una región del tejido a clasificar en el que se debe formar el foco de ultrasonidos.

4. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque la tabla de datos almacenada en el ordenador de procesos comprende clasificaciones de tejidos y sus parámetros ópticos obtenidos por mediciones ex vivo.

5. Procedimiento según la reivindicación 4, caracterizado porque el ordenador de procesos almacena opcionalmente parámetros ópticos medidos y presenta una interfaz de usuario a través de la cual se pueden asignar clasificaciones de tejido a los parámetros almacenados, actualizándose así la tabla de datos almacenada.

6. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque el ordenador de procesos, al comparar los parámetros ópticos con la tabla de datos almacenada, calcula y facilita una probabilidad de la exactitud de la clasificación.