ES2354891T3 - Aparato de detección y ablación de tejido. - Google Patents

Abstract

Aparato de clasificación de tejido que comprende: una fuente de radiación microondas (1) dispuesta para producir como salida radiación microondas que tiene una frecuencia estable única; una sonda (5) adaptada para la inserción en tejido biológico para poner en contacto y emitir la radiación microondas a una región (6) de tejido en el extremo distal (5a) de la misma; y un detector de radiación reflejada (100) conectado entre la fuente (1) y la sonda (5) para recibir una señal reflejada (210) que comprende radiación microondas reflejada de nuevo de la región (6) de tejido por la sonda (5) y una señal de referencia (255), en el que el detector (100) está dispuesto para detectar la magnitud y la fase tanto de la señal reflejada como de la señal de referencia, y el aparato incluye un clasificador de tejido (150) dispuesto para clasificar el tejido en el extremo distal (5a) de la sonda (5) en un tipo de tejido o un estado de tejido basándose en una impedancia compleja calculada a partir de la magnitud y la fase de las señales reflejadas y de referencia detectadas por el detector (100).

Description

CAMPO DE LA INVENCIÓN

[0001] La presente invención se refiere a un aparato que usa radiación microondas para detectar y clasificar tejido en uno o más tipos o estados y/o realizar la ablación del tejido. También se refiere a un dispositivo y procedimiento de accionamiento para accionar un sintonizador para uso en un aparato tal. En esta memoria descriptiva microondas significa el intervalo de frecuencia de 5 GHz a 60 GHz, ambos incluidos. Preferentemente se usan 14-15 GHz, pero la presente invención no se limita a este intervalo más estrecho.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

[0002] La solicitud internacional WO2004047659 (PCT/GB2003/005166) presentada el 27 de noviembre de 2003 desveló un aparato de ablación de tejidos que tiene un circuito de sintonización para adaptar la impedancia del aparato a la del tejido en el que se realiza la ablación para realizar una eficiente transferencia de energía en el tejido y minimizar el calentamiento del aparato. Una versión del aparato se muestra en la Fig. 1.

[0003] Como se muestra en la Fig. 1, el aparato tiene una fuente estable de radiación 1 microondas conectada a una sonda 5 de ablación para dirigir la radiación microondas al tejido mediante un sintonizador 50 de triple adaptador que tiene una impedancia ajustable. El aparato consiguió la adaptación de impedancias variando la impedancia del sintonizador 50 de triple adaptador basándose en la fase detectada y la magnitud de una señal reflejada de nuevo por la sonda 5 de ablación y dirigida hacia una disposición 220, 240, 270 de detección por acoplador 200 direccional. Fue necesario detectar tanto la magnitud como la fase de la señal reflejada, de manera que podría hacerse un ajuste exacto de la impedancia. Esto se logró mezclando la señal reflejada con una señal de un oscilador 270 local en un mezclador 220, de manera que la fase y la magnitud pudieran proporcionarse en el detector 240 por detección heterodina. Entonces, el procesador 101 controló el accionador 1130 para hacer el ajuste apropiado a la impedancia del sintonizador 50, de manera que se logró la adaptación de impedancias. La fase y la magnitud de una señal dirigida hacia adelante (desde la fuente hacia la sonda) también podría medirse por un sistema 230, 260, 280 de detección y tenerse en cuenta en la determinación del ajuste de impedancias.

[0004] El documento PCT/GB2003/005166 enseñó que era deseable enganchar la fase de la fuente de radiación microondas 1 (en la Fig. 1), por ejemplo, usando la configuración de bucle de retroalimentación mostrada en la Fig. 3; en la que la fuente es un VCO cuya frecuencia se reduce por un divisor de frecuencias y se compara en un comparador de fases con una señal de oscilador local estable (por ejemplo, cristal); el comparador de fases produce como salida una señal mediante una disposición 1010 de amplificador y filtro para controlar el VCO por lo que su frecuencia se mantiene estable. Como alternativa sería posible combinar una fuente 1030 de banda ancha con un filtro 1140 de banda estrecha como se muestra en la Fig. 4. El fin de las configuraciones mostradas en la Fig. 3 y la Fig. 4 es proporcionar una fuente estable de radiación microondas, de manera que variaciones en la frecuencia de la fuente no perturben la detección de señales.

[0005] En resumen, el documento PCT/GB2003/005166 enseñó a detectar una señal reflejada de la sonda y usar información en esa señal para ajustar la impedancia de un elemento de sintonización en el circuito. Ajustando la impedancia para adaptarla a la del tejido en el que se realiza la ablación podría lograrse la eficiencia energética del aparato.

RESUMEN DE LA INVENCIÓN

[0006] Sin embargo, los inventores se han dado cuenta de que la radiación reflejada podría usarse no sólo para efectuar la adaptación de impedancias de la sonda y el tejido, sino también para detectar características del tejido en el extremo de la sonda. Por ejemplo, analizando la radiación reflejada sería posible determinar el tipo de tejido. También debería ser posible distinguir entre diferentes tipos o estados del tejido, por ejemplo, distinguir entre tejido canceroso y tejido sano. Esto debería permitir que un operador del aparato supiera cuándo la sonda alcanza tejido canceroso en el que necesita realizar la ablación, evitándose la ablación accidental de tejido sano, y también puede informar al operador cuándo se ha realizado completamente la ablación del tejido canceroso, de manera que pueda detenerse la operación de ablación. La invención también podría aplicarse fuera del contexto de un sistema de ablación, por ejemplo, como un sistema de medición o clasificación de tejido independiente. Los inventores se han dado cuenta de que las mediciones de magnitud absoluta solas no son suficientes para este fin; necesita tenerse en cuenta tanto los componentes reales como imaginarios de una impedancia compleja.

[0007] El documento US 5807257 desvela un aparato de detección de tumores en el que el tejido se ilumina con ondas milimétricas electromagnéticas y las señales dispersadas se recogen y se analizan para determinar anomalías producidas por diferentes características dieléctricas dentro del tejido. El documento US 5227730 desvela una sonda insertable de clasificación de tejido .

[0008] La presente invención proporciona un aparato de clasificación de tejido que comprende:

una fuente de radiación microondas dispuesta para producir como salida radiación microondas que tiene una frecuencia estable única;

una sonda adaptada para la inserción en tejido biológico para poner en contacto y emitir la radiación microondas a una región de tejido en un extremo distal de la misma; y

un detector de radiación reflejada conectado entre la fuente y la sonda para recibir una señal reflejada que comprende radiación microondas reflejada de nuevo de la región de tejido por la sonda y una señal de referencia,

en el que el detector está dispuesto para detectar la magnitud y la fase tanto de la señal reflejada como de la señal de referencia, y el aparato incluye

un clasificador de tejido dispuesto para clasificar el tejido en el extremo distal de la sonda en un tipo de tejido o en un estado de tejido basándose en una impedancia compleja calculada a partir de la magnitud y la fase de las señales reflejadas y de referencia detectadas por el detector.

[0009] El aparato según la invención es adecuado para hacer mediciones in vivo de tejido en un cuerpo humano o animal. La sonda se diseña para la inserción en tejido. Mediante la configuración anterior el aparato puede determinar qué tipo de tejido (por ejemplo, hueso, grasa, músculo, tumor) está en el extremo del extremo distal de la sonda. El extremo distal de la sonda puede tener un conductor central que está conductiva o capacitivamente cargado.

[0010] La señal de referencia puede derivarse de la fuente de radiación microondas (por ejemplo, una parte de la señal dirigida hacia adelante se desvió hacia el detector por un acoplador direccional). Alternativamente, la señal de referencia puede derivarse de una fuente separada (por ejemplo, un oscilador local independiente). Puede usarse un conmutador para multiplexar las señales reflejadas y de referencia con el detector. Además, puede haber varias señales de referencia posibles (por ejemplo, tomadas de diferentes localizaciones en el recorrido de la señal entre la fuente y la sonda) y un conmutador multiplexando entre ellos. El detector puede comprender un comparador de fases, un analizador de redes de vectores, un procesador para analizar las señales de entrada y/o una configuración de detección heterodina que usa osciladores locales y mezcladores.

[0011] Preferentemente, la clasificación de tejido se lleva a cabo basándose en la impedancia compleja (que tiene tanto componentes reales como imaginarios) calculada a partir de la magnitud y la fase de las señales reflejadas y de referencia y un primer conjunto de datos referentes a valores conocidos o teóricos para la impedancia compleja de uno o más tipos de tejido. Estos valores, o los datos a partir de los cuales puede calcularse la impedancia compleja teórica de tipos de tejido, pueden encontrarse en textos tales como Physical Properties of Tissue: A Comprehensive Reference Book de Francis A Duck, Academic Press London, 1990, ISBN 0-12-222800-6; el capítulo 6 de este libro proporciona información específica sobre las propiedades eléctricas de tejidos, que incluyen conductividad y permitividad relativa.

[0012] Estos textos dan valores teóricos y valores conocidos para muestras de tejido homogéneas individuales medidas bajo condiciones in vitro controladas, por ejemplo, en casetes de sujeción aislados, etc. Se espera que los valores reales medidos in vivo sean diferentes debido a la circulación sanguínea, múltiples capas de tejidos y otras consideraciones, pero todavía relacionados con estos valores conocidos.

[0013] Preferentemente, la clasificación de tejido tiene en cuenta una relación predeterminada entre valores en dicho primer conjunto de datos y valores en un segundo conjunto de datos referentes a las impedancias complejas de tipos de tejido conocidos medidos por el aparato (o previamente medidos por otro aparato según la presente invención). De esta forma, algunas mediciones hechas con el aparato pueden extrapolarse para dar valores esperados para otros tipos de tejido.

[0014] Alternativamente, el clasificador de tejido podría clasificar el tejido comparando la impedancia compleja medida con valores en una tabla que asigna valores predeterminados o intervalos de valores a diferentes tipos de tejido (o estados).

[0015] Preferentemente, el aparato se calibra midiendo la impedancia compleja en el extremo distal de la sonda (a partir de la fase y la magnitud de las señales reflejadas y de referencia) para una impedancia conocida - por ejemplo, aire o un material conocido adecuado. Entonces, las futuras mediciones pueden referirse a este valor de calibrado. El extremo distal de la sonda puede estar encerrado por el material de calibrado (que no es aire). El calibrado es necesario debido a que diferentes tipos de sondas y parámetros de los cables cambiarán la impedancia compleja medida, por ejemplo, cada longitud adicional hace que la fase gire y las pérdidas dieléctricas de cable de sonda y conductor hacen que la magnitud disminuya. El calibrado puede llevarse a cabo con referencia a una impedancia compleja conocida única, pero preferentemente se usan dos (o más) materiales diferentes que tienen diferentes impedancias complejas (por ejemplo, aire y un pelo o un trozo de espuma de permitividad fija). En el caso en el que se usen aire y un trozo de material de impedancia fija, la punta de la sonda está encerrada por el material de impedancia fija.

[0016] Preferentemente hay un sintonizador de impedancia entre la fuente y la sonda. Éste puede ser un sintonizador de adaptador, lo más preferentemente un sintonizador de adaptador triple. La presencia de un sintonizador hace que la impedancia del circuito del aparato se ajuste para dar la máxima sensibilidad para llevar a cabo mediciones de tejidos. Si hay un sintonizador de impedancia, el calibrado puede llevarse a cabo ajustando la impedancia compleja de un sintonizador de impedancia hasta que la impedancia medida del/de los material(es) conocido(s) en el calibrado sea igual a la impedancia esperada (conocida). Otros procedimientos de calibrado serán evidentes para un experto en la materia. Por ejemplo, si se usa un sintonizador de adaptador, los adaptadores pueden ajustarse hasta que se obtenga una única posición conocida (por ejemplo, 50 ohmios + j0, pero no se limita a ese valor), que luego se usa para comparar lo que se observa en el extremo de la sonda.

[0017] Si el aparato tiene un sintonizador de impedancia ajustable, entonces la impedancia del sintonizador se mantiene preferentemente constante mientras que el aparato esté clasificando el tejido (por ejemplo, si es un sintonizador de adaptador los adaptadores se mantienen estacionarios). Esto ayuda a hacer que las mediciones sean precisas y repetibles. La impedancia compleja del sintonizador usado durante la clasificación de tejido deberá ser la misma que la usada durante el calibrado. El sintonizador de impedancia puede controlarse por cualquier medio de accionamiento adecuado, por ejemplo, un motor de paso a paso, motor lineal, accionador piezoeléctrico, bobina móvil o accionador magnetoestrictivo. Un accionador magnetoestrictivo es especialmente ventajoso y se trata en más detalle más adelante.

[0018] Si se usa un sintonizador de adaptador, las posiciones de los adaptadores podría ajustarse inicialmente para permitir un cambio de fase-magnitud máximo cuando la sonda se inserte en diversas capas de tejidos o cuando haya un cambio en el estado de tejido durante la ablación.

[0019] El aparato comprende preferentemente un cable flexible para canalizar la radiación microondas a la sonda. Este cable puede ser un guiaondas o un cable coaxial. El cable se acoplará a la fuente de radiación microondas y al detector, normalmente hay uno o más componentes intermedios entre el cable y la fuente de radiación microondas (por ejemplo, amplificadores, circuladores, un sintonizador de impedancia, etc.). El cable puede conectarse a la salida del ajustador de impedancia. Preferentemente, la sonda está incorporada en el cable flexible (en el caso en el que la sonda sea una porción rígida o semi-rígida y el cable sea una porción flexible).

[0020] Preferentemente, el cable tiene una alta estabilidad de la fase bajo flexión. Esto es ventajoso porque la medición de fase es necesaria para clasificar el tejido, pero el cable se flexionará (por ejemplo, se retorcerá y doblará) a medida que la sonda es maniobrada por el operador. Si la fase se desplaza debido a la flexión del cable, entonces se pierde información.

[0021] Preferentemente, la estabilidad de la fase del cable con flexión es ±5º o menos a la frecuencia de radiación microondas que se transporta a la sonda (es decir, la frecuencia de la fuente de radiación microondas). Esto significa que el desplazamiento de fase experimentado por la radiación microondas que viaja por el cable, debido a la flexión del cable, es ±5º de fase o menos. Más preferentemente ±3º o menos, incluso más preferentemente ±2º o menos.

[0022] Un procedimiento convencional para medir la estabilidad de la fase de un cable bajo flexión es flexionar el cable +90º y luego -90º, repetirlo 100.000 veces y medir el desplazamiento de la fase en una señal pasada por el cable durante la flexión. La flexión de ±90º se lleva a cabo alrededor de un mandril que tiene un diámetro de 4 pulgadas (101,6 mm): el desplazamiento máximo de la fase medido durante esta prueba es el desplazamiento de la fase especificado como la estabilidad de la fase del cable bajo flexión.

[0023] La estabilidad de la fase varía con la frecuencia de la señal. Las estabilidades de la fase anteriormente preferidas se especifican para la frecuencia con la que se usará el cable en la práctica cuando el aparato esté en uso. Sin embargo, debe observarse que la estabilidad de la fase disminuye al aumentar la frecuencia. Es decir, si un cable tiene la estabilidad de la fase requerida a 40 GHz, entonces tendrá ciertamente la estabilidad de la fase requerida a 14 GHz, ya que habrá menos variación de fase con la flexión a la menor frecuencia.

[0024] También es preferible que el cable tenga estabilidad de la amplitud bajo flexión. Preferentemente, la estabilidad de la amplitud bajo flexión es 2,8 dB o menos (que significa que se pierden no más de 2,8 dB en la amplitud de señal debido a la flexión del cable). Más preferentemente, no más de 1,5 dB, incluso más preferentemente no más de 1,2 dB, lo más preferentemente no más de 1 dB. La estabilidad de la amplitud con flexión puede medirse de la misma forma que para la estabilidad de la fase anterior (excepto que se mide el cambio en amplitud en lugar del cambio en fase).

[0025] Si hay dos fuentes diferentes de radiación microondas con diferentes frecuencias (una para la ablación, una para la clasificación de tejido – como se tratará más adelante), entonces el cable deberá tener la estabilidad de la fase y de la amplitud requerida a la frecuencia que se usa para la clasificación de tejido. Preferentemente, el cable tendrá la estabilidad de la fase y de la amplitud para ambas frecuencias.

[0026] La fuente de radiación microondas está dispuesta para producir una frecuencia estable única. Por frecuencia estable única se indica que su frecuencia de salida no varía más de ± 5 MHz con respecto al intervalo de temperatura de operación del aparato (normalmente 22ºC a 60ºC), a carga constante. Más preferentemente, la frecuencia no varía más de ± 1 MHz, todavía más preferentemente no más de ± 500 kHz, ± 50kHz, ± 10 kHz o incluso tan sólo ± 1 kHz con respecto al intervalo de temperatura de operación.

[0027] La ventaja de tener una única fuente de frecuencia es que muchos componentes de microondas tienen propiedades dependientes de la frecuencia. Por ejemplo, muchos componentes de microondas que incluyen acopladores direccionales, secciones de guiaondas, cavidades de sintonizador, lanzadores de campo E, montajes de cables, adaptadores, montajes de sondas y almohadillas de atenuación presentan pérdida de inserción dependiente de la frecuencia y/o la impedancia. Ésta última puede producir cambios dependientes de la frecuencia en la adaptación/desadaptación de la impedancia y la relación de voltajes de onda estacionaria. Estos factores cambian la información de la medición de microondas que se extrae del aparato. Por ejemplo, la señal reflejada (y también la señal de referencia, si se deriva de la fuente de radiación microondas) será generalmente desviada hacia el detector por acopladores y, por tanto, será una función de la directividad (capacidad para diferenciar entre señales hacia adelante y reflejadas) y el factor de acoplamiento (porción de la señal principal desviada) de los acopladores, siendo ambos dependientes de la frecuencia. Por consiguiente, la variación en la frecuencia de la fuente produce un cambio en las características del sistema que se manifiesta por sí mismo como ruido o sensibilidad al sistema reducida, conduciendo a una sensibilidad de medición reducida y a una limitación en la capacidad para diferenciar entre ciertos tipos de tejido. Por ejemplo, un cambio en la frecuencia de la fuente durante el periodo de tiempo entre la medición de la señal de referencia y la medición de la señal reflejada conducirá a cambios de potencia y de fase entre las señales de referencia y reflejadas (además de a cualquier cambio producido por la interacción del tejido) y tales cambios no deseados son difíciles de reconocer y compensar. Estos problemas se evitan si la fuente produce como salida una frecuencia estable única como se define anteriormente.

[0028] Preferentemente, la fuente de radiación microondas es de enganche de fase para una única frecuencia. Esta fuente puede disponerse de manera que la única frecuencia a la que la fuente está enganchada pueda ser variada por el usuario (por ejemplo, el usuario puede elegir una frecuencia en el intervalo de 13,75 a 14,75 GHz). Preferentemente, la fuente de radiación microondas es de enganche de fase para un oscilador de cristal. Lo más preferentemente, el oscilador de cristal es por sí mismo de enganche de fase para otro oscilador de cristal. Esta disposición de enganche de doble fase ayuda a garantizar adicionalmente la estabilidad de la señal de salida.

[0029] Alternativamente, la fuente puede ser una fuente de banda ancha acoplada a un filtro de banda estrecha.

[0030] El detector puede comprender un detector analógico, pero preferentemente comprende un procesador, comparador de fases, analizador de redes de vectores u otro dispositivo electrónico dispuesto para medir la fase y la magnitud de señales de entrada. Los actuales dispositivos electrónicos tienden a requerir frecuencias relativamente bajas y, por tanto, la frecuencia de la señal reflejada, y normalmente también de la señal de referencia, necesita reducirse antes de entrar en el detector. Esto puede lograrse usando un divisor de frecuencias, pero éste añade ruido al sistema.

[0031] Por tanto, otra solución es mezclar la señal reflejada combinándola con una señal de mezcla de frecuencia diferente en un mezclador. Entonces, la salida del mezclador está a una menor frecuencia que puede ser aceptada por el detector. La frecuencia de la señal de mezcla puede elegirse de forma que se mezcle con la(s) señal(es) reflejada(s) y/o de referencia para producir una frecuencia adecuada para la entrada al detector. Normalmente se deseará proporcionar uno o más filtros para filtrar frecuencias no deseadas y un convertidor de digital a analógico entre la salida de dicho mezclador y el detector (electrónico).

[0032] La señal de mezcla puede proporcionarse por un oscilador local (por ejemplo, un oscilador local que tiene una frecuencia diferente a la de la fuente de radiación microondas). Sin embargo, allí, la fase y la frecuencia del oscilador local y la fuente de radiación microondas pueden distanciarse y esto reducirá la precisión de las mediciones hechas. Por consiguiente, se prefiere que la señal de mezcla se derive de la fuente de radiación microondas.

[0033] Por tanto, el aparato comprende preferentemente un mezclador que tiene primera y segunda entradas y una salida, estando la primera entrada acoplada a un recorrido para transportar dicha señal reflejada al mezclador, estando la segunda entrada acoplada a un recorrido para transportar una señal de mezcla al mezclador y estando la salida acoplada al detector.

[0034] Preferentemente, la señal de mezcla se deriva de la fuente de radiación microondas.

[0035] Preferentemente, el recorrido para emitir la señal de mezcla a dicho mezclador comprende un bucle de enganche de fase para controlar la frecuencia de la señal de mezcla basándose en la frecuencia de la fuente de radiación microondas. Esto ayuda a reducir o evitar la desviación de la señal de mezcla, que de otro modo puede producir inexactitudes en la medición.

[0036] Como se ha explicado anteriormente, el detector clasifica el tejido basándose en una señal de referencia y la señal reflejada. Sin embargo, el detector puede usar más de una señal de referencia. Es decir, puede ser ventajoso para el aparato tener primera y segunda fuentes de señales de referencia que producen como entrada señales respectivas para el detector (o para dos detectores separados).

[0037] En una realización, la primera señal de referencia se deriva de la fuente y un oscilador local independiente genera la segunda señal de referencia. Alternativamente, la segunda señal de referencia puede derivarse de la fuente de radiación microondas y se mezcla con un oscilador local para proporcionar una frecuencia diferente. La primera y segunda señales de referencia deberán tener diferentes frecuencias. El clasificador de tejido puede entonces clasificar el tejido basándose en la magnitud y las fases de la señal reflejada y la primera y segunda señales de referencia. La ventaja que tiene una segunda señal de referencia es que puede extraerse más información de las mediciones de la fase y la magnitud y esto permite que el tejido se caracterice (y se mida su impedancia compleja) con más exactitud. La segunda señal de referencia también es útil si hay mucho ruido o errores sistemáticos en el sistema.

[0038] Preferentemente, la sonda se inserta en el centro del tejido que se clasifica de manera que su parte de medición no esté atravesando una unión entre diferentes tipos de tejido. Esto hace posible despreciar efectos de superficies de contacto de tejidos.

[0039] El aparato de detección puede ser una parte integral de un aparato para realizar la ablación de tejido con radiación microondas. Es conveniente combinar las dos funciones en un único sistema. Por tanto, el aparato puede preferentemente tanto realizar la ablación de tejido como clasificar tejido en uno de varios tipos de tejido.

[0040] En un desarrollo, el aparato según la invención puede adaptarse para emitir radiación microondas al tejido de manera que se realice la ablación de dicho tejido. El aparato comprende preferentemente además un ajustador de impedancia (por ejemplo, un sintonizador) que tiene una impedancia compleja ajustable, estando localizado dicho ajustador entre dicha fuente y dicha sonda.

[0041] De esta forma, el ajustador de impedancia (sintonizador) puede ajustar su impedancia compleja basándose en las señales detectadas por dicho detector (para este fin puede proporcionarse un controlador). Puede usarse cualquier accionador adecuado como se ha tratado anteriormente. Por tanto, puede lograrse la adaptación de impedancias entre la sonda y el tejido de manera que se garantice una transmisión eficiente de la radiación microondas en el tejido y se minimice el calentamiento del aparato. Además, en uso, el aparato puede detectar el tipo de tejido con el que la sonda está en contacto y, por tanto, el operador puede decidir si realiza la ablación o no.

[0042] Preferentemente, el aparato puede tanto clasificar como realizar la ablación de tejido. Esto puede hacerse simultáneamente, por ejemplo, realizando la ablación de tejido con radiación microondas y clasificándolo basándose en la señal reflejada (y una señal de referencia separada). Sin embargo, preferentemente, el aparato tiene modos de ablación y clasificación de tejido separados. Por ejemplo, el operador podría conmutar el aparato entre un modo de ablación para realizar la ablación del tejido y un modo de caracterización de tejido para clasificar el tejido. En el modo de caracterización de tejido, la impedancia del sintonizador se mantiene preferentemente constante de manera que la señal reflejada pueda compararse con una referencia constante como se ha tratado anteriormente bajo el primer aspecto. En el modo de ablación, la impedancia del sintonizador se varía preferentemente por el controlador con el fin de adaptar la impedancia del tejido en el que se realiza la ablación. En general, la potencia de la radiación microondas dirigida por la sonda en el modo de clasificación es mucho menor que la potencia en el modo de ablación de manera que el tejido pueda medirse, pero no dañarse.

[0043] Como puede haber una gran diferencia en la amplitud entre la intensidad de la señal en los modos de ablación y de clasificación, esto puede producir dificultades en la detección de señales cuando se usa el mismo aparato para detectar y analizar tanto señales de ablación reflejadas como de clasificación de tejido reflejadas. Esto es especialmente el caso cuando se usa un mezclador para mezclar la frecuencia reflejada antes de la entrada al detector debido a que los mezcladores normalmente sólo operan durante un intervalo dinámico limitado. Por tanto, el aparato comprende preferentemente (i) un amplificador variable para amplificar la radiación microondas reflejada antes de que alcance el detector cuando el aparato está en el modo de clasificación de tejido y/o (ii) un atenuador variable para atenuar la radiación microondas reflejada antes de que alcance el detector cuando el aparato está en el modo de ablación de tejido. De esta forma, la intensidad de la señal puede ajustarse antes de que alcance el detector o el mezclador. Puede usarse un detector separado para comprobar la intensidad de la señal original antes de la amplificación o atenuación de manera que esta información pueda almacenarse o pasarse al controlador o un operador.

[0044] El aparato pueden disponerse para dirigir una primera frecuencia de radiación microondas a la sonda cuando está en el modo de ablación y una segunda frecuencia de radiación microondas, diferente a la primera frecuencia, a la sonda cuando está en el modo de clasificación de tejido. Por ejemplo, el aparato puede tener una primera fuente de radiación microondas que va a usarse para realizar la ablación de tejido y que tiene una primera frecuencia, y una segunda fuente de radiación microondas que va a usarse para clasificar tejido y que tiene una segunda frecuencia. Dicha segunda frecuencia es diferente de dicha primera frecuencia y se usa para fines de medición y de clasificación de tejido. La ventaja de esto es que ciertos tipos de tejido pueden dar una respuesta particularmente fuerte a ciertas frecuencias, que hace que aquellas frecuencias sean buenas para la clasificación de tejido, pero una frecuencia diferente puede ser mejor para la ablación.

[0045] La segunda fuente de radiación microondas se acopla a la sonda y un recorrido de retorno para transportar la radiación reflejada de la segunda frecuencia se acopla la sonda al detector. Se proporciona una segunda señal de referencia, preferentemente derivada de la segunda fuente de radiación microondas, como referencia para la radiación microondas reflejada de la segunda frecuencia. Entonces puede llevarse a cabo la clasificación de tejido como se ha descrito anteriormente.

[0046] Pueden proporcionarse uno o más filtros para evitar o minimizar las entradas que alcanzan la primera frecuencia del detector reservadas para la segunda frecuencia y viceversa. Esto permite que ambas fuentes de radiación microondas se conecten inmediatamente, por ejemplo, de manera que la ablación y la clasificación de tejido puedan llevarse a cabo simultáneamente.

[0047] El término sonda significa cualquier dispositivo que puede emitir radiación microondas al tejido y recibir radiación microondas reflejada por el tejido. La sonda puede ser, por ejemplo, coaxial o puede ser una guiaondas. Preferentemente, la guiaondas se carga con un material dieléctrico y/o magnético de baja pérdida; esto es para permitir que se reduzca el tamaño de la cavidad de la guiaondas. La sonda deberá ser adecuada para la inserción en tejido y adecuada para uso en procedimientos invasivos. Preferentemente, la sonda se diseña para poder penetrar tejido. Por ejemplo, la sonda tiene preferentemente un revestimiento rígido que permite que se inserte en el tejido sin la ayuda de un endoscopio o trocar. Sin embargo, sería posible que la sonda fuera semi-rígida

o flexible y se insertara en el cuerpo mediante un trocar, endoscopio, cánula u otro tubo. La sonda tiene preferentemente forma afilada, puntiaguda o cónica en su extremo distal. Esto ayuda a que la sonda penetre en el tejido y que también enfoque la radiación microondas. Sin embargo, no es necesario que la sonda tenga forma cónica, puntiaguda o afilada, especialmente si se diseña para la inserción en tejido por un endoscopio u otro tubo. En cualquier caso, el procedimiento es preferentemente invasivo, es decir, la sonda se inserta primero en el tejido, tanto directamente como mediante un tubo, y luego se emite la energía microondas para fines de ablación o clasificación de tejido.

[0048] Preferentemente, la sonda tiene un conductor externo, un conductor interno y un dieléctrico entre los dos, y un cono está unido al extremo distal de la estructura. Preferentemente, el cono comprende un dieléctrico de baja pérdida (baja pérdida a frecuencias de GHz). Preferentemente, el conductor interno está expuesto en el extremo distal de la sonda. Preferentemente, el conducto interno se extiende por el cono y lo más preferentemente está expuesto en el extremo distal del cono.

Se ha encontrado que esto proporciona sensibilidad de medición óptima.

[0049] Preferentemente, la sonda está integrada en un cable flexible (que, por ejemplo, puede conectarse a la salida del sintonizador). Esto permite que el montaje de cables y la sonda se esterilicen juntos, que es conveniente para el operador.

[0050] El documento PCT/GB2003/005166 describe la adaptación de impedancias mediante el ajuste de la impedancia de un sintonizador. Sin embargo, el mecanismo para ajustar la impedancia no se trató en detalle. Como los tiempos de relajación de tejidos son muy cortos, del orden de ms, el accionamiento del sintonizador necesita ser igual de rápido si va a mantenerse con cambios en la impedancia compleja del tejido. La presente invención propone el uso de material magnetoestrictivo en el accionador. Los materiales magnetoestrictivos cambian sus dimensiones cuando se exponen a un campo magnético. Responden muy rápidamente a imanes en un campo magnético y, por consiguiente, puede lograrse un rápido ajuste de la impedancia.

[0051] Como se ha mencionado previamente, el documento PCT/GB2003/005166 desvela que sería posible usar un comparador 65 de magnitudes/fases como se muestra en la Fig. 2 en lugar del sistema de detección heterodina mostrado en la Fig. 1. En la Fig. 2, los acopladores 250, 200 direccionales dirigen porciones de la señal hacia adelante y se refleja hasta la ubicación del detector, que incluye los sensores 61, 63 de amplitud para medir la magnitud de las señales, además del comparador 65 de fases para medir las fases. Debido a que los comparadores de fases actualmente disponibles sólo pueden manipularse con frecuencias relativamente bajas, sería necesario reducir la frecuencia de la señal reflejada del acoplador 200 usando un divisor 64 electrónico de frecuencias.

[0052] Sin embargo, los divisores electrónicos de frecuencias introducen cantidades significativas de ruido de fase cuando se usan grandes relaciones de división (y se introduce otro ruido al azar tal como ruido térmico y de cruce), y así se pierde información. Por tanto, los inventores han ideado un sistema que usa una disposición mixta en lugar de un divisor electrónico de frecuencias para reducir la frecuencia. En este sistema, la radiación microondas reflejada se mezcla con una segunda señal de microondas de una frecuencia diferente de un oscilador local, de forma que el mezclador produce como salida una señal de una frecuencia inferior que va a usarse en el detector. Una dificultad es que la fase y la frecuencia del oscilador local y la fuente de radiación microondas se desviarán y esto reducirá la exactitud de las mediciones hechas.

[0053] En un desarrollo de la presente invención, la segunda señal (que puede llamarse una señal 'de mezcla') se deriva de y preferentemente es de enganche de fase para la fuente de radiación microondas. De esta forma, la medición se mantiene exacta, ya que cualquier diferencia en la fase debería ser debida a la interacción con el tejido, no debido a variaciones temporales entre dos osciladores diferentes (que podría producirse si la señal de mezcla se proporcionó por un oscilador local independiente). Además, la mezcla de este modo proporciona información más útil, ya que la información se perdería si se usara un divisor de frecuencias.

[0054] Por tanto, el aparato de la invención puede incluir:

un primer recorrido para transportar radiación microondas de dicha fuente a dicha sonda;

un primer mezclador que tiene primera y segunda entradas y una salida;

un segundo recorrido para emitir una señal derivada de dicha fuente a dicha primera entrada de dicho primer mezclador; y

un tercer recorrido para desviar una parte de radiación microondas de dicho primer recorrido, siendo dicha radiación desviada tanto radiación dirigida hacia adelante que viaja a lo largo de dicho primer recorrido de dicha fuente a dicha sonda como radiación microondas reflejada de nuevo por dicha sonda, y emitir dicha radiación desviada o una señal derivada de la radiación desviada a dicha segunda entrada de dicho primer mezclador;

estando la salida del mezclador dispuesta para enviar una señal a un procesador que está configurado para calcular la amplitud y la fase de dicha radiación hacia adelante o reflejada desviada de dicho primer recorrido;

en el que dicho segundo recorrido comprende un bucle de enganche de fase para controlar la frecuencia de la señal enviada a la primera entrada del primer mezclador basándose en la frecuencia de la fuente de radiación microondas.

[0055] Generalmente, la entrada de señal a la primera entrada del primer mezclador deberá ser diferente en frecuencia a la entrada de señal a la segunda entrada del primer mezclador ya que el mezclador produce como salida la diferencia y la suma de las dos frecuencias de entrada, siendo esta última preferentemente filtrada con un filtro pasa bajo. Normalmente, dicho segundo recorrido está configurado de forma que emita una señal que tiene una frecuencia diferente de la frecuencia de la fuente de radiación microondas a dicha primera entrada de dicho primer mezclador. La entrada de señal a la segunda entrada del primer mezclador es normalmente la misma frecuencia que la fuente de radiación microondas. La diferencia entre las dos frecuencias de señal deberá ser aceptable para la entrada al procesador tanto directamente como mediante un ADC. En esencia, el segundo recorrido emite una señal de mezcla al primer mezclador, en el que se mezcla con una señal reflejada o de referencia desviada del primer recorrido.

[0056] Preferentemente, el bucle de enganche de fase comprende un recorrido hacia adelante y un recorrido de retroalimentación. Preferentemente, el recorrido hacia adelante comprende un segundo mezclador que tiene una primera entrada acoplada a dicha fuente de radiación microondas y una salida para producir como salida una señal de dicho segundo mezclador a lo largo del recorrido hacia adelante hacia dicha primera entrada de dicho primer mezclador; estando el recorrido de retroalimentación dispuesto para desviar una parte de la señal enviada a la primera entrada de dicho primer mezclador a una segunda entrada de dicho segundo mezclador.

[0057] En otras palabras, se prefiere que el segundo recorrido esté acoplado a la fuente de radiación microondas y tenga un segundo mezclador entre la fuente de radiación microondas y el primer mezclador; habiendo un cuarto recorrido que acopla la primera entrada del primer mezclador con la segunda entrada del segundo mezclador. Este cuarto recorrido es en efecto el recorrido de retroalimentación mencionado anteriormente (como parte del segundo bucle de enganche de fase del recorrido). Esto es una forma conveniente de implementación del bucle de enganche de fase. Proporciona una frecuencia estable para la primera entrada del primer mezclador, que se refiere a dicha primera frecuencia.

[0058] Preferentemente, el recorrido hacia adelante comprende un detector de fase y un oscilador controladopor voltaje. Éstos pueden posicionarse convenientemente entre el primer y el segundo mezcladores. El detector de fase puede conectarse a o comprender un oscilador local, y configurarse para comparar la fase de la salida de señales del segundo mezclador con la fase del oscilador local. Entonces puede emitir una señal de control a un oscilador controlado por voltaje (VCO) basándose en esta comparación, estando el oscilador controlado por voltaje configurado para producir como señal una señal a la primera entrada de dicho primer mezclador.

[0059] De esta forma, mediante el control apropiado del VCO, la frecuencia enviada a la primera entrada del primer mezclador puede controlarse y evitar que se desvíe con respecto a la fuente de radiación microondas. El oscilador local puede ser un oscilador de cristal de alta precisión compensado por temperatura (por ejemplo 50 MHz

o menos), tales osciladores de cristal proporcionan una señal mucho más estable que la mayoría de los osciladores de frecuencia de microondas y así puede rastrearse cualquier variación en la frecuencia de la fuente de radiación microondas y reflejarse en la señal enviada a la primera entrada del primer mezclador, es decir, la frecuencia intermedia (If) a la salida de dicho primer mezclador puede mantenerse constante.

[0060] Preferentemente, el oscilador controlado por voltaje está configurado para producir como salida una frecuencia en el intervalo microondas, lo más preferentemente próxima a la frecuencia de la fuente de radiación microondas. Específicamente, una frecuencia que se mezclará bien en el primer mezclador con la señal del tercer recorrido para producir una señal que será aceptada por un ADC u otro dispositivo de procesamiento de señales. Normalmente, esto estará en el intervalo de MHz (por ejemplo, hasta 250 MHz, más normalmente 50 MHz o menos, pero no se limita a ninguno de estos).

[0061] Preferentemente se proporciona un filtro pasa bajo entre el segundo mezclador y el detector de fase. Éste filtra cualquier componente de alta frecuencia generado en el segundo mezclador (por ejemplo, filtra la suma de las dos frecuencias de entrada permitiendo que pase la diferencia) si la frecuencia suma está fuera de la banda de frecuencia del primer mezclador de forma que puede no requerirse el filtro pasa bajo.

[0062] Preferentemente se proporciona un filtro de bucle entre el detector de fase y el oscilador controlado por voltaje. Éste garantiza que la señal del detector de fase se filtre y compense, cuando sea necesario, para proporcionar una señal de control que puede ser aceptada por el oscilador controlado por voltaje.

[0063] Preferentemente hay un convertidor de analógico a digital (ADC) entre la salida del primer mezclador y el procesador. Esto permite una señal analógica del primer mezclador que va a procesarse por el procesador. El ADC puede integrarse en un FDGA, DSP u otra forma de procesador.

[0064] Hay que tener en cuenta que la propia fuente de radiación microondas se mantiene preferentemente estable por su propio bucle de enganche de fase. Es decir, se controla basándose en la retroalimentación en la diferencia entre su fase y la de un oscilador local estable (por ejemplo, cristal compensado por temperatura). Otra posibilidad es tener una fuente de banda ancha filtrada por un filtro de banda estrecha para dar una salida estable. Pueden usarse las mismas técnicas que se han descrito anteriormente bajo el primer aspecto de la invención con el fin de lograr una fuente de frecuencia única estable de radiación microondas.

[0065] Preferentemente hay un circulador en el primer recorrido posicionado, por un lado, entre la fuente de radiación microondas y el segundo recorrido y, por otro lado, la sonda. En un sistema de ablación también habrá normalmente un amplificador de potencia en el primer recorrido entre la fuente y la sonda y éste se colocará generalmente en el lado de la fuente del circulador para evitar que grandes niveles de potencia reflejada dañen una etapa de salida del amplificador de potencia.

[0066] Preferentemente, el tercer recorrido comprende una pluralidad de canales acoplado cada uno a un punto diferente en el primer recorrido o a la sonda y conectados a un dispositivo de conmutación que está configurado para dirigir radiación de sólo uno de dichos canales a la segunda entrada del primer mezclador.

[0067] Por tanto, el dispositivo de conmutación permite la selección del punto en el circuito del que se toma la radiación reflejada o dirigida hacia adelante. Preferentemente, un controlador controla el dispositivo de conmutación conjuntamente con el detector para tomar lecturas sucesivas de diferentes canales. En otras palabras, se usa un sistema de multiplexado del tiempo. Alternativamente podría usarse el multiplexado de frecuencias u otro sistema de multiplexado.

[0068] De esta forma, como hay varios canales, está disponible más información para analizar la impedancia compleja de tejidos. Generalmente, algunos de los canales se conectarán al primer recorrido mediante acopladores directos y llevarán radiación dirigida hacia adelante, otros se conectarán mediante acopladores inversos y radiación reflejada por canales. La radiación dirigida hacia adelante puede hacer de señal de referencia de la radiación reflejada por lo que puede clasificarse el tejido.

[0069] En lugar de multiplexar el tiempo sería posible tener un bucle de retroalimentación separado que comprendiera un primer y segundo mezcladores para cada canal, por ejemplo, 10 mezcladores y 5 bucles de retroalimentación si hubiera cinco canales para desviar la radiación del primer recorrido. Sin embargo, entonces habría contribuciones de ruido o error independientes de cada mezclador. Por tanto, se prefiere multiplexar con un dispositivo de conmutación.

[0070] Si hay un circulador, aquellos canales cuya radiación reflejada por canales se acoplarían al primer recorrido en puntos entre dicho circulador y la sonda, o directamente a la propia sonda. Si hay un amplificador de potencia en el primer recorrido entre la fuente y la sonda, se prefiere que los canales para canalizar radiación dirigida hacia adelante en el tercer recorrido estén acoplados al primer recorrido entre la salida del amplificador de potencia y la sonda. Esto es debido a que pueden producirse cambios de fase en el amplificador de potencia, y para fines de caracterización de tejidos (véase más adelante) y adaptación de la ablación puede ser más útil comparar la señal dirigida hacia adelante amplificada enviada hacia la sonda con la señal reflejada que pasa de vuelta por la sonda.

[0071] Un sistema que puede tanto realizar la ablación de tejido como clasificar tejido tendrá generalmente al menos dos modos de funcionamiento: un modo de ablación de tejido y un modo de clasificación de tejido. La potencia de la salida de radiación microondas de la sonda (y emitida al tejido) en el modo de ablación es normalmente mucho mayor que la potencia usada en el modo de clasificación de tejido. De esta forma puede minimizarse la lesión a cualquier tejido sano (por ejemplo, descubierto cuando se lleva a cabo la clasificación de tejido).

También ayuda a garantizar que sólo se lanzan altas dosis de radiación no ionizada a tejido canceroso.

[0072] Sin embargo, si se usa un mezclador para convertir la radiación reflejada en una señal de menor frecuencia que puede ser aceptada por un procesador digital, entonces se produce un problema entre estos dos modos. Normalmente, un mezclador sólo podrá funcionar con un intervalo dinámico limitado de potencias de entrada. Por ejemplo, es típico un intervalo dinámico de -10 dB a +10 dB.

[0073] Por tanto, otro aspecto de la presente invención propone, en su nivel más general, es que se use/n un atenuador variable y/o amplificador variable para aumentar o disminuir la amplitud de señales dirigidas al mezclador.

[0074] Preferentemente, el atenuador variable tiene al menos un primer nivel o intervalo de atenuación y un segundo nivel o intervalo de atenuación, y el aparato está configurado para utilizar el primer nivel o intervalo de atenuación en el modo de clasificación y el segundo nivel o intervalo de atenuación (mayor) en el modo de ablación.

[0075] Lo mismo es válido para el amplificador variable, excepto que el amplificador está configurado para usar más ganancia en el modo de clasificación en el que la señal de entrada es más débil.

[0076] Generalmente habrá un amplificador de potencia en el primer recorrido entre la fuente y la sonda. Este amplificador de potencia puede conectarse o desconectarse o preferentemente tiene ganancia variable o está conectado a un amplificador de ganancia variable de manera que se proporcionen al menos dos potencias de señal diferentes para los modos de ablación y caracterización de tejido. Alternativa o adicionalmente podría proporcionarse un atenuador variable entre la fuente de radiación microondas y dicho amplificador. Otras formas de proporcionar el aparato con primer y segundo nivel de potencia para los dos modos diferentes serán evidentes para un experto en la materia.

[0077] Preferentemente se proporciona un circulador entre el amplificador de potencia y la sonda.

[0078] Preferentemente, el atenuador variable tiene una atenuación continuamente variable (es decir, no se limita a justamente dos niveles discretos de atenuación). En una realización, el atenuador variable es un diodo PIN.

[0079] Preferentemente hay un detector de amplitud para detectar la amplitud de la señal reflejada acoplado al tercer recorrido. El detector de amplitud puede ser, por ejemplo, un tipo logarítmico o tipo de diodo simple, el último dará un gran intervalo dinámico, otras posibilidades serán evidentes para un experto en la materia. El detector de amplitud está configurado para enviar una señal para controlar la atenuación del atenuador variable de la ganancia de amplificadores variables basándose en la amplitud detectada. Por tanto, si el detector de amplitud detecta una gran señal, puede controlar el atenuador variable para aumentar la atenuación de manera que la entrada de señal en la segunda entrada del primer mezclador esté dentro de un intervalo predeterminado. Si se detecta una señal muy baja, entonces el amplificador variable puede controlarse para amplificar la señal a un nivel aceptable para la segunda entrada del primer mezclador y el atenuador (si está presente) no puede controlarse para atenuar o para la atenuación mínima.

[0080] El detector de amplitud puede conectarse a un controlador tal como un FPGA que está configurado para controlar el atenuador variable y/o amplificador variable basándose en la señal del detector de amplitud.

[0081] El aparato tiene preferentemente un sintonizador de impedancia en el primer recorrido entre la fuente y la sonda (en la que está presente un circulador, dicho sintonizador de impedancia estará en el lado de la sonda del circulador). La impedancia compleja del sintonizador de impedancia es ajustable por el controlador basándose en la amplitud y la fase de la radiación microondas reflejada como se detecta por el procesador y/o el segundo detector de amplitud. Preferentemente, el sintonizador es un sintonizador de adaptador triple.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS [0082] Las realizaciones de la presente invención se describirán ahora, sólo a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos adjuntos en los que:

La Fig. 1 es un aparato de ablación que puede adaptar impedancias con el tejido en el extremo de la sonda y ya ha sido descrito; la Fig. 2 muestra una disposición de detección alternativa que tiene un comparador de fases para uso

con un aparato de ablación tal como el mostrado en la Fig. 1 y ya ha sido descrita;

la Fig. 3 muestra un bucle de retroalimentación para lograr una fuente estable de radiación microondas y ya ha sido descrito; la Fig. 4 muestra una configuración alternativa para lograr una fuente estable de radiación microondas y

ya ha sido descrita;

la Fig. 5 muestra un aparato de clasificación de tejido según una primera realización de la presente invención; la Fig. 6 muestra un sistema de clasificación de tejido según una segunda realización de la presente

invención;

la Fig. 7 muestra tablas de resultados de mediciones de impedancia compleja tomadas con un aparato según la presente invención; la Fig. 8 es un diagrama de Smith que muestra resultados de la Tabla B de la Fig. 7 en forma gráfica; la Fig. 9 es una vista a escala ampliada de una parte de la Fig. 8; la Fig. 10 es un diagrama de Smith que muestra los resultados de la Tabla B de la Fig. 7 en forma

gráfica; la Fig. 11 es una vista a escala ampliada de una parte de la Fig. 10; la Fig. 12 es otra tabla de resultados; la Fig. 13 muestra una parte de un diagrama de Smith que muestra gráficamente los resultados de la

Fig. 12; la Fig. 14 es otra tabla de resultados; la Fig. 15 muestra una parte de un diagrama de Smith que muestra gráficamente los resultados de la

Fig. 14. La Fig. 16 es un diagrama esquemático que muestra un sintonizador y la disposición de accionamiento; las Fig. 17(a) a (e) ilustran el movimiento del accionador magnetoestrictivo de la Fig. 16 en su

alojamiento;

la Fig. 18 es un diagrama simplificado de un aparato de ablación y caracterización de tejido según una realización de la presente invención; la Fig. 19 es un diagrama de un sistema más detallado de una realización de la presente invención; la Fig. 20 es un ejemplo de una disposición de enganche de doble fase para la fuente de radiación

microondas; la Fig. 21 es un diagrama de una sonda que está insertada en y que penetra en materiales de muestra; la Fig. 22(a) es una sección transversal de un tipo de sonda que puede usarse con la presente

invención;

la Fig. 22(b) es un diagrama de la sonda de la Fig. 22(a) junto cuando se une a un montaje de cables flexibles; y

la Fig. 22(c) es un diagrama de la sonda de la Fig. 22(a) cuando se forma íntegramente con un montaje de cables flexibles.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN

[0083] Un aparato de clasificación de tejido, mostrado esquemáticamente en la Fig. 5, tiene una fuente de enganche de fase estable de la radiación microondas 1 conectada a una sonda 5 configurada para dirigir la radiación microondas al tejido que va a clasificarse. La sonda 5 está adaptada para la inserción en el tejido, de manera que el tejido medido está en o está rodeando el extremo 5a distal de la sonda. Es decir, en uso, hay contacto físico entre la sonda y el tejido 6.

[0084] La fuente de radiación microondas 1 puede ser un oscilador controlado por voltaje (VCO), un oscilador con resonador eléctrico (DRO), oscilador de onda acústica superficial (SAW), un oscilador con diodo Gunn

o cualquier otro oscilador apropiado conocido por un experto en la materia. La fuente puede comprender un dispositivo microelectromecánico (MEM) dispuesto para hacer de elemento de control de la frecuencia. Los dispositivos MEM tienen la ventaja de que son dispositivos pasivos prácticamente libres de parásitos y, por tanto, pueden reducir adicionalmente el ruido y la posterior variación de frecuencia, por ejemplo, la inestabilidad.

[0085] La fuente de radiación microondas es de enganche de fase de manera que produce como salida una frecuencia estable única. Por ejemplo, puede usarse la disposición usada en la Fig. 3. En la presente realización, la fuente de radiación microondas produce como salida una frecuencia de entre 13,75 GHz y 14,75 GHz, y es de enganche de fase para producir una única frecuencia de 14,5 GHz. Una elección adecuada de la fuente de radiación microondas sería, por ejemplo, el VCO Hittite HMC398QS16G, que tiene un desplazamiento de 1,5 GHz/ºC en el intervalo de temperatura de operación. Entonces se usa una disposición de enganche de fase para mantener la desviación en la frecuencia de salida por debajo de 5 KHz/grados Celsius en el intervalo de operación 20 a 60 grados Celsius.

[0086] Alternativamente, la fuente de radiación microondas puede ser de enganche de fase para un oscilador de cristal estable que es por sí mismo de enganche de fase para otro oscilador de cristal estable (entonces la configuración tiene el oscilador de microondas y dos osciladores de cristal). Esta disposición de enganche de doble fase ayuda a minimizar la desviación incluso más. La minimización de la desviación es importante debido a que hace que sea más fácil de compensar el ruido en el sistema (que puede ser dependiente de la frecuencia) y conduce a una sensibilidad de medición más exacta. Uno de los osciladores de cristal sería un TXCO (oscilador de cristal compensado por temperatura) y el otro un VXCO (oscilador de cristal controlado por voltaje). Un ejemplo de un TXCO adecuado es GTXO-580V/G de Golledge Electronics Limited que funciona a 13 MHz (pero la presente invención no se limita a éste).

[0087] La Figura 20 muestra un ejemplo de una disposición de enganche de doble fase. Comprende un DRO (oscilador con resonador eléctrico) 1001 que hace de fuente de radiación microondas, un TXCO 1020 que hace de primer oscilador de cristal y un VXCO 1030 que hace de segundo oscilador de cristal.

[0088] El primer oscilador 1020 de cristal produce como salida una señal (a una frecuencia estable fijada, normalmente en el intervalo de MHz) para el comparador 1015b de fases. El comparador 1019 de fases produce como salida, mediante el filtro 1019 de bucle, para una primera entrada 1050 la fuente de radiación 1001 microondas. La fuente de radiación microondas produce como salida una señal de microondas de enganche de fase para uso en el resto del aparato. Una parte de esta señal se desvía (por ejemplo, mediante un acoplador) a un divisor 1006 de frecuencias que divide (es decir, reduce) la frecuencia de la señal de microondas de manera que sea la misma o una frecuencia similar a la del primer oscilador 1020 de cristal, y produce como entrada esta señal dividida para el comparador 1015b de fases. Por tanto, la salida del comparador de fases depende de la diferencia de fase entre la salida de la fuente de radiación 1001 microondas y el primer oscilador 1020 de cristal. De esta forma, la frecuencia de salida de la fuente de radiación microondas se mantiene estable como si aumentara en comparación con el primer oscilador 1020 de cristal, la señal enviada a la fuente de la entrada 1050 de radiación microondas se ajusta por consiguiente haciendo que la señal de salida de radiación microondas disminuya en frecuencia y viceversa. La fuente de radiación 1001 microondas también está controlada por una señal recibida en la entrada 1040, que se deriva de un segundo oscilador 1030 de cristal que es de enganche de fase para el primer oscilador 1020 de cristal. Una parte de la señal del primer oscilador 1020 de cristal se produce como entrada para un segundo comparador 1015a de fases que se produce como salida para el segundo oscilador 1030 de cristal controlado por voltaje mediante un filtro 1017 de bucle. La salida del segundo oscilador 1030 de cristal se envía a un divisor 1005 de frecuencias que reduce la frecuencia de la señal y se produce como salida para la otra entrada del comparador 1015a de fases en una disposición de enganche de fase, por lo que la salida del segundo oscilador 1030 de cristal se mantiene estable. Puede preferirse omitir el divisor 1005 de frecuencias y usar un VXCO 1030 que produce como salida una señal centrada alrededor de la frecuencia de salida del TXCO 1020. En esta configuración alternativa, la salida de VXCO 1030 se retroalimenta directamente a la primera entrada del comparador 1015a de fases. El segundo oscilador 1030 de cristal también produce como salida para una segunda entrada 1040 de la fuente de radiación 1040 microondas mediante un filtro 1018 de bucle. De esta forma, de las dos entradas 1040 y 1050 de enganche de fase, la frecuencia de la fuente de radiación microondas se mantiene incluso más estable que si estuviera enganchada en fase a sólo un oscilador de cristal.

[0089] En lugar del enganche en fase, otra solución sería usar una fuente de banda ancha junto con un filtro de banda estrecha, como se muestra en la Fig. 3.

[0090] Entre la fuente 1 y la sonda 5 hay uno o más amplificadores 2, un aislante 40 en forma de un circulador para aislar la sonda 5 de los amplificadores 2 (para evitar que la potencia reflejada dañe los amplificadores), un sintonizador 50 de impedancia y un montaje 4 de cables. El montaje 4 de cables tiene una longitud ajustable y puede ajustarse para dar un número entero de cuarto de longitudes de onda entre la salida del sintonizador 50 y el extremo de la sonda, siendo esto deseable ya que hace que sea más fácil calcular la impedancia medida en el extremo de la sonda. En esta realización, el sintonizador de impedancia es un sintonizador de adaptador triple y su impedancia varía mediante el movimiento de tres elementos de sintonización dentro y fuera de una cavidad de sintonizador (como es convencional). Los elementos de sintonización se mueven por un accionador 1130, que está controlado por un controlador 101. El controlador puede tomar cualquier forma adecuada y puede ser la misma que la del sistema 101 de microprocesador mostrado en la Fig. 1.

[0091] Si el aparato se usa para dirigir radiación microondas por la sonda y al tejido 6 en el extremo de la sonda 5, el tejido 6 reflejará de nuevo una parte de la radiación microondas por la sonda hacia la fuente 1. Un acoplador 200 direccional desvía una parte de esta señal a una entrada B del detector 100. La señal reflejada dirigida hacia el detector está indicada por el número de referencia 210 en la Fig. 5. El detector 100 también toma una entrada A de una señal 255 de referencia. En esta realización, la señal reflejada es tomada de una localización justo después de la salida del sintonizador de impedancia, podría tomarse de otras localizaciones (véase la Fig. 19), pero se prefiere esta localización debido a que generalmente sufre menos ruido. En esta realización, la señal de referencia se deriva de la fuente de radiación microondas 1, que se desvía antes del amplificador 2 por un acoplador 250 direccional. Sería posible proporcionar una señal de referencia desviando radiación de otras localizaciones como se trata más adelante con referencia a la realización de la Fig. 19. De hecho, la localización preferida es en o justo después de la salida al sintonizador 50 ya que las mediciones tomadas en esa localización sufren menos ruido generado por otros componentes del sistema. Por ejemplo, la distorsión del amplificador y/o el desplazamiento de fase por el amplificador, el desplazamiento de fase por el circulador y/o el desplazamiento de fase por el sintonizador. En otras realizaciones alternativas, la señal 255 de referencia puede generarse por un oscilador local separado que es independiente de la fuente de radiación microondas 1.

[0092] El detector 100 detecta la magnitud y la fase tanto de la señal 210 reflejada como de la señal 255 de referencia. Entonces, esta información se produce como salida para un clasificador 150 de tejido que clasifica el tejido 6 como un tipo de tejido particular (por ejemplo, músculo, grasa, tumor canceroso) y produce como salida el resultado para una pantalla 160 que muestra el tipo de tejido.

[0093] El detector 100 puede comprender un procesador, un analizador de redes de vectores, comparador de fases y/o una disposición de detección heterodina que comprende uno o más mezcladores y osciladores locales. También puede ser posible tener dos unidades de detectores separadas para las señales de referencia y reflectivas, respectivamente, produciéndose cada una como salida para el clasificador de tejido, en vez de un único detector 100 como se muestra en la Fig. 5. Una posible configuración del detector 100 se muestra en la Fig. 5a. Puede conmutarse un conmutador 600 para tomar tanto la señal de la entrada A como la de la entrada B del detector. El conmutador 600 está controlado por la señal 610 del controlador 101 y puede conmutarse rápidamente entre las dos posiciones para obtener la información hasta ese momento de cada señal (es decir, el conmutador multiplexa las señales). El conmutador 600 produce como salida la señal 210 reflejada o 255 de referencia para un mezclador 620 en el que se mezcla con una señal 630 que tiene una frecuencia diferente a la frecuencia de las señales 255 de referencia y 210 reflejadas (y, por tanto, normalmente diferente de la frecuencia de la fuente de radiación microondas 1). La señal 630 puede derivarse de un oscilador 640 local que se muestra como parte del detector 100 en la Fig. 5a, pero que será más normalmente de una fuente externa que se produce como entrada para el detector

100. En una configuración preferida, la señal 630 de mezcla se deriva de la fuente de radiación microondas 1 (esto no se muestra en la Fig. 5, pero se trata posteriormente con referencia a la realización de las Fig. 18 y 19). La frecuencia de la señal 630 se elige de forma que se mezcle con la señal 210 reflejada y la señal 255 de referencia para producir una señal de menor frecuencia que puede producirse como salida para un procesador 680 de señales digitales (por ejemplo, un analizador de redes de vectores o comparador de fases). Entre la salida del mezclador 620 y el procesador 680 de señales digitales hay un filtro 640 pasa bajo para eliminar cualquier frecuencia alta del mezclador, un amplificador 650 y un convertidor 660 de analógico a digital. El uso de un mezclador 620 junto con la señal 630 para producir una frecuencia intermedia que puede ser aceptada por el procesador de señales digitales tiene la ventaja que puede mantenerse la exactitud de las señales y los niveles de ruido se mantienen relativamente bajos. Una alternativa sería usar un divisor de frecuencias, pero esto introduciría más ruido en el circuito y, por tanto, es una opción menos preferida. El procesador 680 de señales digitales calcula una impedancia compleja (que tiene tanto componentes reales como imaginarios) basándose en las señales reflejadas y de referencia de entrada. El detector 100 produce como salida esta información para el controlador 101 y el clasificador 150 de tejido.

[0094] En la Fig. 5 se muestra el procesador 680 de señales digitales como parte del detector 100 y el clasificador 150 de tejido es un componente separado. Sin embargo, podrían combinarse en un único componente, por ejemplo, un chip dedicado, o un programa que se ejecuta en un ordenador, microprocesador o un FPGA que puede contener un DSP o microprocesador lógico. En ese caso, este componente de funcionalidad combinado se produciría como salida para el controlador 101.

[0095] El clasificador 150 de tejido clasifica el tejido 6 en uno de una pluralidad de diferentes tipos de tejido (por ejemplo grasa, músculo, tumor canceroso) y también puede detectar cuándo la sonda está en el aire y no en contacto con tejido basándose en la salida del valor de impedancia compleja por el detector 100 (en la realización de la Fig. 5a la salida del valor por el procesador 680 de señales digitales que es parte del detector).

[0096] El clasificador 150 de tejido clasifica el tejido comparando el valor de impedancia compleja anteriormente mencionado (que es representativo del tejido 6 en el extremo de la sonda) con una tabla de valores predeterminados que asignan impedancias complejas o intervalos de las mismas a tipos de tejido específicos. Estos valores predeterminados pueden determinarse empíricamente o calcularse teóricamente basándose en las impedancias conocidas de tipos de tejido medidos ex vitro bajo condiciones controladas. Physical properties of tissue: A Comprehensive Reference Book de Francis A Duck y publicado por Academic Press London en 1990 (ISBN 0-12-222800-6) proporciona en el capítulo 6 datos a partir de los cuales podrían calcularse tales valores teóricos.

[0097] Se espera que las mediciones ex vitro de tejido llevadas a cabo bajo condiciones controladas se diferenciarán de los valores obtenidos en la práctica por mediciones in vivo debido a la circulación sanguínea, la naturaleza del aparato, etc. Sin embargo, se espera que haya una relación entre los valores teóricos y los medios en realidad. Por tanto, el clasificador de tejido puede determinar el tipo de tejido basándose en una relación empírica entre un primer conjunto de datos que comprende valores conocidos o teóricos de referencias tales como el libro anteriormente mencionado y un segundo conjunto de valores que comprende impedancias complejas reales medidas en la práctica por el presente aparato u otro aparato similar según la presente invención. Una vez se han hecho varias mediciones, esta relación predeterminada puede usarse en cualquier aparato.

[0098] Antes de usar el aparato se calibra midiendo una impedancia conocida en el extremo distal 5a de la sonda (esto puede ser, por ejemplo, aire). La impedancia compleja medida se compara con un valor esperado (por ejemplo, en el segundo conjunto de datos o tabla anteriormente mencionada) y las futuras mediciones se refieren a esta medición de calibrado. Preferentemente se usan al menos dos sustancias de impedancias complejas conocidas para el calibrado (por ejemplo, aire y una espuma de impedancia compleja conocida; la espuma que rodea una punta de la sonda durante el calibrado).

[0099] La Fig. 7 muestra mediciones de impedancia compleja de aire, manteca, aceite, gelatina, huevo, carne de cerdo, hígado y agua (en el extremo de la sonda) hechas por un aparato según la presente invención. Estos materiales se apilaron juntos uno tras otro y en contacto entre sí. Las mediciones se tomaron insertando la sonda secuencialmente por los materiales de manera que los penetrara transversalmente. Como la sonda alcanzó cada material, la radiación microondas se inyectó por la sonda, y la impedancia compleja de ese material se calculó a partir de las señales de referencia y reflejadas cuando el extremo distal de la sonda estuvo en ese material.

[0100] La Fig. 21 muestra un ejemplo en el que hay cuatro materiales 2001, 2002, 2003 y 2004 diferentes, apilados juntos y en contacto entre sí. La sonda 5 se inserta transversalmente en los materiales en la dirección mostrada por la flecha 2010 de manera que penetre por los materiales secuencialmente. La radiación microondas se emite al material en el extremo distal 5a de la sonda (por ejemplo, en el material 2002 cuando la sonda está en la posición mostrada en la Fig. 21) y se toman mediciones de ese material. De esta forma, cada material puede medirse sucesivamente y el operador puede decir de las mediciones qué tipo de material está en el extremo distal de la sonda y si es seguro y apropiado realizar la ablación o no (por ejemplo, si el extremo distal de la sonda está en tejido canceroso o no).

[0101] En el experimento se encontró que todavía era posible obtener mediciones de impedancia repetibles para cada tipo de material aún cuando no estuvieran aislados entre sí. Las mediciones se facilitan tanto en la forma de impedancia compleja convencional (R+Jx ohmios), facilitando las coordenadas polares la magnitud y la fase y las coordenadas cartesianas también. Los diferentes materiales se han dividido en grupos a) que contienen aire, b) que contienen manteca y aceite (alto contenido en grasa), c) que contienen gelatina y d) que contienen clara de huevo, carne de cerdo, hígado y agua. Las impedancias complejas medidas de estos diferentes grupos de sustancias están ampliamente separadas, mostrando que es posible una clara diferenciación entre ellas. Se tomaron dos conjuntos de mediciones y se muestran en la Tablas A y B, respectivamente. Los valores específicos en las Tablas A y B son diferentes debido a que se usaron diferentes parámetros del sintonizador y diferente sonda, pero la distribución de la fase es similar y, por tanto, las diferencias podrían compensarse fácilmente por el calibrado del sistema.

[0102] En general es necesario ajustar el parámetro del sintonizador de impedancia de manera que el sistema tenga sensibilidad de fase y de amplitud óptimas (a algunos parámetros del sintonizador el detector puede resolver la amplitud, pero no la fase, otros parámetros son mejores para la fase; el objetivo es conseguir un parámetro que sea bueno tanto para las mediciones de fase como para las de amplitud). El parámetro óptimo será diferente para cada sonda. Por tanto, el aparato tiene una rutina de calibrado en la que la sonda se calibra automáticamente y el parámetro del sintonizador óptimo se determina cuando la sonda está unida al aparato. El calibrado puede realizarse haciendo mediciones a diferentes parámetros del sintonizador contra una carga o cargas conocidas (por ejemplo, aire y/o una tapa de espuma situada sobre la sonda).

[0103] Los valores de la Fig. 7, Tabla A, se muestran en un diagrama de Smith en la Fig. 8. Los diagramas de Smith se usan ampliamente en la ingeniería de microondas. Los valores en el diagrama de Smith en la Figura 8 están normalizados a 50 ohmios, pero como entenderá un experto en la materia, sería posible normalizarlos a diferente valor. Puede observarse que las mediciones para manteca, aceite, aire, gelatina y carne de cerdo están ampliamente separadas. La Fig. 9 es una ampliación de una parte del diagrama de Smith de la Fig. 8 y muestra más claramente la distribución de los valores en el grupo d).

La Fig. 10 muestra las mediciones de las mismas sustancias hechas usando el mismo aparato pero a diferente sonda y parámetro del sintonizador. La Fig. 10 se corresponde con los valores en la Tabla B de la Fig. 7. Los valores en el diagrama de Smith de la Fig. 10 están normalizados a 50 ohmios, pero como entenderá un experto en la materia, sería posible normalizar a un valor diferente. Al igual que en la Fig. 8, es fácilmente evidente una diferencia significativa entre los diferentes grupos de materiales. La Fig. 11 es una ampliación de una parte del diagrama de Smith de la Fig. 10.

[0104] La Fig. 12 muestra una Tabla C que facilita valores de impedancia compleja medidos con otra sonda. La forma es la misma que para las tablas de la Fig. 7. La Fig. 13 es una parte de un diagrama de Smith en el que están representados los valores de impedancia compleja de la Fig. 12. Puede observarse que los valores de impedancia compleja para agua, hígado, carne de cerdo y huevo se diferencian claramente en este diagrama. La Fig. 14 contiene la Tabla D que tiene otro conjunto de mediciones hechas con un aparato según la presente invención. La forma es la misma que para la Fig. 7. La Fig. 15 muestra una parte de un diagrama de Smith en el que se representan los valores de impedancia compleja de la Fig. 14. De nuevo puede observarse una separación entre los valores de impedancia compleja del diagrama para agua, hígado, carne de cerdo y huevo.

[0105] La Fig. 6 muestra una segunda realización de la presente invención que es similar a la primera realización de la Fig. 5. Números de referencia iguales indican partes similares y ahora sólo se describirán las diferencias. La diferencia principal es que se usan frecuencias diferentes de radiación microondas para la ablación y medición/clasificación de tejido.

[0106] Por tanto, hay una segunda fuente de radiación 700 microondas que tiene una frecuencia f2 diferente de la frecuencia f1 de la primera fuente de radiación microondas 1. Esta segunda fuente de radiación microondas puede estar enganchada en fase para una frecuencia particular. La frecuencia f1 se usa para la ablación de tejido. La frecuencia f2 se usa para medir o clasificar tejido. Generalmente, la segunda fuente de radiación microondas 700 tendrá una potencia relativamente baja (en comparación con la primera fuente 1) debido a que no debe realizar la ablación de tejido, sino simplemente interactuar con el tejido para proporcionar una medición.

[0107] La señal de la segunda fuente de radiación microondas 700 tiene una frecuencia de f2 y se amplifica por el amplificador 740 y luego pasa por el circulador 750 y el filtro 730 de banda a la sonda 4 mediante un acoplador bidireccional 200a . La señal es reflejada de nuevo por la sonda 4 a una tercera entrada C del detector 100, mediante el acoplador 200a, el filtro de rechazo de banda 720 y el acoplador 730 de banda estrecha. El acoplador de banda estrecha 720 puede ser un acoplador direccional inverso de alta Q. Su fin es evitar señales de frecuencia f1 (de la primera fuente de radiación 1 microondas) que alcanzan la tercera y cuarta entrada C, D del detector 100.

[0108] Un acoplador direccional directo 780 desvía una parte de la señal de la segunda fuente de radiación microondas 700 a lo largo del recorrido 755 a una cuarta entrada D del detector 100. Las señales 710, 755 reflejadas y de referencia enviadas a las entradas C y D del detector 100 se usan para clasificar el tipo de tejido de la misma forma que las entradas a A y B en la realización de la Fig. 5. El resto del circuito es similar a la Fig. 5, excepto que la radiación de la primera fuente de radiación 1 microondas se usa sólo para la ablación y las señales de referencia y reflejadas en las entradas A y B del detector 100 se usan sólo para determinar la sintonización apropiada del ajustador de impedancia 50 .

[0109] En la disposición primaria mostrada en la Fig. 6, el acoplador 780 está posicionado entre el amplificador 740 y la segunda fuente 700. Alternativamente, un acoplador podría posicionarse próximo a la salida del circulador 750 como se muestra en las líneas de puntos 765 en la Fig. 6, y se usaría para proporcionar la señal 755 de referencia para la entrada D; esto tiene la ventaja de que la señal no sufre la distorsión y el desplazamiento de fase producidos por el amplificador 740 y el desplazamiento de fase adicional producido por el paso de la señal del puerto uno al puerto dos del circulador 750. El circulador 750 evita que las señales reflejadas a la segunda frecuencia f2 se retroalimenten al amplificador 740 y causen daños a la etapa de salida del amplificador. El acoplador 200a hace de elemento bidireccional permitiendo que dicha segunda frecuencia se propague al extremo distal de la sonda 5a y que también permita la señal de reflexión de la sonda que va a detectarse. Puede proporcionarse un sintonizador 760 entre el circulador 750 y el filtro de rechazo de banda 720 con el fin de permitir los ajustes de impedancias que puede optimizar la sensibilidad de medición de la sonda.

[0110] Se prevé que en la disposición de la Fig. 6 sólo una de las fuentes de radiación microondas 1, 700 se encienda a la vez. Entonces, cuando la primera fuente 1 está encendida, el aparato está en modo de ablación; y cuando la segunda fuente 700 está encendida, el aparato está en modo de medición o clasificación de tejido. Sin embargo, sería posible que la segunda fuente 700 estuviera encendida en todo momento con el fin de permitir que la medición se llevara a cabo continuamente, incluso cuando se esté llevando a cabo la ablación. En ese caso se desearía tener un filtro de rechazo de banda 770 configurado para prevenir el paso de la frecuencia f2 posicionado entre la salida del sintonizador 50 y la segunda entrada B del detector 100 con el fin de evitar que la frecuencia f2 alcance la entrada B.

[0111] Por supuesto, también es posible tener un aparato de ablación y de clasificación de tejido con una única fuente de radiación microondas y un amplificador o atenuador variable usados para variar la amplitud de señal entre niveles de clasificación de tejido. Sin embargo, la realización de la Fig. 6 tiene la ventaja que pueden usarse diferentes frecuencias para la ablación de tejido y la clasificación de tejido. Esto hace posible seleccionar una frecuencia particular para la clasificación de tejido que dará respuesta óptima debido a las características del tejido que se están buscando (algunos tejidos darán una respuesta pico a ciertas frecuencias). También hace posible llevar a cabo la ablación y la clasificación simultáneamente ya que se usan diferentes frecuencias para cada una.

[0112] El sistema de clasificación de tejido de las Fig. 18 y 19 también puede hacer de sistema de ablación de tejido, además de un sistema de clasificación de tejido.

[0113] En ese caso, el aparato tiene un modo de clasificación de tejido y un modo de ablación de tejido. En el modo de ablación de tejido, una señal que tiene suficiente amplitud para realizar la ablación del tejido se dirige hacia la sonda 5, y el controlador 101 y el accionador 1130 se usan para adaptar dinámicamente la impedancia del aparato con el tejido 6 en el que se está realizando la ablación de manera que se minimice la reflexión de energía de nuevo al sistema. En el modo de clasificación de tejido, una señal de menor potencia se dirige por la sonda 5 y la impedancia del sintonizador 50 de impedancia se fija para proporcionar un punto de referencia estable contra el que puede tomarse las mediciones de impedancia compleja. El aparato puede pasar rápidamente entre los modos de ablación de tejido y clasificación de tejido. Puede usarse cualquier procedimiento de accionamiento adecuado para accionar el sintonizador, por ejemplo, motores lineales, disposiciones de bobina móvil, motores de paso a paso, accionadores piezoeléctricos o accionadores magnetoestrictivos. Esta lista no es exhaustiva y otras posibilidades serán evidentes para un experto en la materia.

[0114] La Fig. 16 muestra un sistema de accionamiento para un sintonizador de impedancia que podría usarse con el sistema de clasificación y/o sistema de ablación de tejido descritos anteriormente o en cualquier aparato que requiera el accionamiento de un sintonizador de impedancia para radiación microondas. Puede usarse en un aparato médico o un aparato no médico.

[0115] El sintonizador de impedancia mostrado en la Fig. 16 es un sintonizador de adaptador triple y comprende un recinto 831 que contiene una cavidad de sintonización 835 en la que pueden extenderse a grados variables tres varillas de sintonización 820, 825, 830 . Las varillas de sintonización 820, 825, 830 están hechas de latón en esta realización, otros materiales adecuados serán evidentes para un experto en la materia. La impedancia compleja del sintonizador de impedancia 50 se varía variando el grado al que cualquiera o todas las varillas de sintonización 820, 825, 830 se extienden en la cavidad de sintonización. Será evidente para un experto en la materia que el sistema 835 de accionamiento puede aplicarse no sólo a sintonizadores de adaptador triple, sino también a otros tipos de sintonizadores de impedancia que tienen elementos accionables.

[0116] El sistema de accionamiento comprende una varilla de material magnetoestrictivo 800 que está posicionada al menos parcialmente dentro de un alojamiento 810 y un extremo del cual está acoplado a una de las varillas de sintonización 820. La varilla magnetoestrictiva 800 está hecha preferentemente de terfenol D. El alojamiento 810 está hecho de un material metálico no magnético o material de plástico; tiene un orificio interno que recibe y forma un estrecho ajuste de interferencia con la varilla magnetoestrictiva 800 .

[0117] Hay una pluralidad de bobinados de corriente, C1 a Cn (mostrándose sólo los seis primeros y el último de éstos en la Fig. 13), generalmente indicados por el número de referencia 860, alrededor del exterior del alojamiento 810 y la varilla magnetoestrictiva 800 . Cada conjunto de bobinados C1, C2, etc. de corriente está conectado a una fuente 840, 841, 842, 843, 844, 845....,850 de corriente respectiva. En esta realización, las fuentes de corriente toman la forma de amplificadores rápidos que están controlados por el controlador 1130 de accionamiento. El controlador de accionamiento 1130 puede tomar la forma de un FPGA o cualquier hardware electrónico configurado o programado para efectuar el accionamiento adecuado de la varilla magnetoestrictiva 800 mediante las fuentes de corriente restrictivas.

[0118] Aunque no se muestra en la Fig. 15, las otras varillas 825 y 830 están cada una acoplada a sus propios sistemas de accionamiento respectivos que son idénticos al sistema descrito anteriormente y más adelante para la varilla de sintonización 820 .

[0119] En uso, el controlador 1130 hace que las fuentes de corriente pulsen la corriente por uno o más de los bobinados 860 de las bobinas respectivos. Estos pulsos de corriente por los bobinados generan un campo magnético haciendo que el material magnetoestrictivo en la varilla 800 se expanda longitudinalmente y, por consiguiente, la varilla de sintonización 820 puede moverse adicionalmente en la cavidad de sintonización 835 . Las otras varillas de sintonización 852 y 830 también están controladas de un modo similar por fuentes de corriente respectivas ligadas al controlador 1130, pero por claridad esto no se muestra en la Fig. 16.

[0120] Una ventaja de tener una fuente de corriente separada para cada bobinado C1, C2, etc. es que la tasa de cambio de corriente está limitada y así el tiempo de respuesta se mantiene corto, es decir, teniendo un número pequeño de bobinados para cada fuente de corriente la inductancia se mantiene pequeña y así es posible conmutar más rápido corriente por las bobinas y el voltaje inducido es limitado.

[0121] El alojamiento 810 forma un estrecho agarre de interferencia con la varilla magnetoestrictiva 800 , pero la varilla 800 puede moverse dentro del alojamiento cuando un pulso de corriente (magnética) hace que se expanda. Por tanto, la varilla magnetoestrictiva 800 puede "arrastrarse" hacia adelante y hacia detrás dentro del alojamiento y esto se explica con referencia a las Fig. 17 (a) a 17(e).

[0122] La varilla magnetoestrictiva 800 se muestra en una posición inicial en el alojamiento 810 en la Fig. 17(a). El elemento de sintonización 820 está montado sobre el extremo de la varilla magnetoestrictiva 800 como en la Fig. 16. La Fig. 17(b) muestra la situación cuando un pulso de corriente por uno o más de los bobinados 860 que rodean la varilla magnetoestrictiva 800 produce un campo magnético que hace que se expanda en la dirección mostrada por la flecha 870. Por tanto, la varilla de sintonización 820 se empuja adicionalmente en la cavidad de sintonización 835 (no mostrada en la Fig. 17). La Fig. 17(c) muestra la situación después de que haya pasado el pulso y el material magnetoestrictivo 800 se relaja de nuevo a su antigua longitud. La parte delantera de la varilla 800a está fuertemente sujeta por el alojamiento 810. El agarre en este extremo de la varilla es más fuerte que en el extremo trasero 800b debido a que la varilla se ha expandido precisamente en esta dirección. Por tanto, si la varilla magnetoestrictiva 800 reanuda su longitud original, la parte trasera de la varilla 800b se mueve hacia adelante hacia el extremo del sintonizador del alojamiento 810 como se muestra por la flecha 875. Por tanto, la varilla magnetoestrictiva 800 se mueve hacia adelante dentro del alojamiento 810. Continuando este procedimiento es posible efectuar un gran grado de movimiento de la varilla de sintonización 820 , aunque la varilla magnetoestrictiva 800 (el accionador) sea relativamente corta.

[0123] Invirtiendo la polaridad de los pulsos de corriente (y, por tanto, invirtiendo la polaridad del campo magnético producido) es posible conseguir que la varilla magnetoestrictiva 800 se expanda en la dirección opuesta. Esto se muestra en la Fig. 17(d). En este caso es el extremo trasero 800b de la varilla 800 el que se mueve hacia atrás en el alojamiento 810 lejos del sintonizador 50, en la dirección mostrada por la flecha 880, cuando se aplica el campo magnético. Posteriormente, una vez ha pasado el pulso, la varilla magnetoestrictiva 800 se relaja a su antigua longitud y, como el extremo trasero 800b está fuertemente agarrado, es el extremo delantero 800a el que se mueve hacia atrás en el alojamiento 810 lejos del sintonizador 50 en la dirección mostrada por la flecha 885. De esta forma puede reducirse la longitud de la varilla de sintonización 820 que se extiende en la cavidad de sintonización

835 . Repitiendo esta operación es posible mover la varilla de sintonización 820 a distancia relativamente larga aunque la longitud del propio elemento magnetoestrictivo 800 sea relativamente pequeña.

[0124] Se apreciará por un experto en la materia que el procedimiento de accionamiento descrito anteriormente puede aplicarse no sólo a sintonizadores de adaptador triple, sino también a sintonizadores de adaptador doble o único, desfasadores y otros tipos de sintonizador de impedancia, especialmente sintonizadores de impedancia que tienen uno o más elementos accionables que se mueven linealmente con el fin de variar la impedancia.

[0125] Otra realización de la presente invención se describirá ahora con referencia a las Fig. 18 y 19. Ésta es similar a la realización de la Fig. 5, excepto que la señal de mezcla se deriva de la fuente de radiación microondas. También hay adiciones algo más complejas a la circuitería que proporcionan una mayor variedad de señales reflejadas y de referencia basándose en el cálculo de la impedancia compleja de tejido y otros componentes para permitir que el aparato funcione eficientemente en tanto los modos de clasificación de tejido como de ablación de tejido.

[0126] La Fig. 18 es un diagrama de sistema simplificado de un aparato de ablación y de clasificación de tejido según esta realización de la presente invención. El aparato comprende una fuente estable de radiación microondas 1 conectada a una sonda 5 a lo largo de un primer recorrido 100. La fuente puede ser, por ejemplo, como una cualquiera descrita previamente y mostrada en la Fig. 3, 4 ó 5. El recorrido tiene un circuito 2 de amplificador, circulador 40 y sintonizador de impedancia en 50 ese orden entre la fuente y la sonda 5. El extremo distal de la sonda 5a puede insertarse en el tejido 6 que va a clasificarse o en el que va a realizarse la ablación. La sonda 5 tiene un montaje 5b de cables flexibles para unirse al resto del aparato, por ejemplo, el sintonizador 50 de impedancia. Un segundo recorrido 110 está acoplado a la fuente 1 y emite la señal a una primera entrada 151 de un primer mezclador 150. El segundo recorrido 110 tiene diversos componentes electrónicos indicados generalmente por el recuadro 110a. Un tercer recorrido 130 transporta una parte de radiación microondas directa y/o reflejada que ha sido desviada del segundo recorrido a la segunda entrada 152 del mezclador 150. La radiación dirigida hacia adelante es radiación que viaja de dicha fuente a dicha sonda 5, la radiación reflejada es radiación reflejada de nuevo por el tejido 6 por la sonda 5. Como se diferencian las frecuencias de microondas proporcionadas como entrada para la primera 151 y la segunda 152 entradas del mezclador 150, la frecuencia resultante de la salida 153 del primer mezclador 150 estará en un intervalo más bajo, por ejemplo, en el intervalo de MHz que puede ser aceptado por el procesador digital 65 conectado a la salida del primer mezclador 150, por ejemplo, 10 a 250 MHz. El procesador 65 puede determinar tanto la magnitud como la fase de la señal de entrada y generalmente se corresponde con el detector 100 de la realización de la Figura 5. La información referente a la magnitud y la fase de las señales de entrada puede ser usada por el controlador 101 para determinar un ajuste apropiado de la impedancia compleja del sintonizador de impedancia 50 para adaptar la impedancia del aparato a la del tejido 6 en el que se realiza la ablación cuando el aparato está en modo de ablación.

[0127] Se forma un bucle de enganche de fase en el segundo recorrido entre la fuente y el primer mezclador para enganchar la frecuencia de la entrada de señal al primer mezclador con respecto a la de la fuente 1. Este bucle comprende un segundo mezclador 22 que tiene una primera entrada 221 acoplada a la fuente de radiación 1 microondas y una salida 223 a un recorrido hacia adelante de un bucle de enganche de fase que conduce a la primera entrada 151 del primer mezclador 150. Se forma un recorrido de retroalimentación del bucle de enganche de fase por un cuarto recorrido 140 que desvía una parte de la radiación de la primera entrada 151 del primer mezclador a la segunda entrada 222 del segundo mezclador. El bucle de enganche de fase se describe más adelante en más detalle.

[0128] La radiación reflejada viaja por la sonda 5 y hasta un tercer recorrido 130, que incluye los canales A y B, la caja 36 del conmutador y el atenuador 42 variable (y/o para un amplificador de ganancia variable no mostrado en la Fig. 18) para la segunda entrada 152 del primer mezclador 150.

[0129] El tercer recorrido incluye dos canales A y B separados en una primera porción que conduce del primer recorrido a una caja de conmutación 36 . El canal A canaliza radiación dirigida hacia adelante desde el primer recorrido 100 hasta la caja del conmutador 36 (en este ejemplo la radiación es recogida antes del circulador 40). La radiación dirigida hacia adelante también podría medirse después del circulador y antes del sintonizador o después del sintonizador; después del sintonizador es la localización preferida. La caja del conmutador 36 está controlada por el controlador 101 para dirigir tanto la radiación dirigida hacia adelante del recorrido A como la radiación reflejada B por la salida 37 de la caja del conmutador mediante el atenuador variable 42 a la segunda entrada 152 del primer mezclador 150 (por ejemplo, multiplexando el tiempo, así el procesador 65 puede recibir información de ambos). Usando información de estos dos recorridos, el recorrido A proporciona en efecto una señal de referencia para comparar la ruta de señalización B reflejada, y el clasificador 66 de tejido puede clasificar el tejido 6 en una de una pluralidad de tipos de tejido. Si la radiación enviada a la segunda entrada 152 es radiación dirigida hacia adelante o reflejada, se mezcla con la señal del segundo recorrido 110 de manera que la señal 153 de salida esté a una menor frecuencia legible por el procesador 65 mediante un ADC (no mostrado en la Fig. 3). El atenuador variable 42 (y/o un amplificador de ganancia variable no mostrado en la Fig. 3) es controlado a un nivel aceptable por el primer mezclador 150 cuando sea necesario.

[0130] El aparato se describirá ahora en más detalle con referencia a la Fig. 19.

[0131] En esta realización, la fuente de radiación 1 microondas comprende un oscilador controlado por voltaje controlado por un bucle de enganche de fase que incluye un oscilador 3 local, un circuito 4 integrado en bucle de enganche de fase y un filtro de bucle 7. El bucle de enganche de fase se emplea para proporcionar una frecuencia de salida estable del oscilador 1a controlado por voltaje. En esta realización, el oscilador controlado por voltaje (VCO) está controlado para proporcionar como salida una frecuencia fija de 14,5 GHz, pero se entenderá por un experto en la materia que podrían elegirse otras frecuencias de microondas o que el bucle de enganche de fase y el VCO pueden sintonizarse para proporcionar una frecuencia diferente. La radiación de la fuente de radiación microondas 1 se envía a lo largo de un primer recorrido 100 a la sonda 5 en la que se dirige a un paciente que tiene tejido 6. A lo largo del primer recorrido hay un primer atenuador 8, un primer preamplificador 9, un acoplador directo 10 , un segundo atenuador 11, un amplificador de ganancia variable 12 , un tercer atenuador 13, un segundo preamplificador 14 y un amplificador de potencia 15 . Esto representa una parte de amplificación del sistema. Por tanto, en el primer recorrido, entre los componentes de amplificación anteriormente mencionados y la sonda 5 está un dispositivo 40 aislante (por ejemplo, un circulador) y un sintonizador 50 de impedancia que tiene una impedancia compleja variable. El dispositivo aislante 40 actúa para evitar que la radiación reflejada entre en la parte de amplificación del circuito y redirija cualquier radiación reflejada a una carga de derivación 41 . El sintonizador de impedancia 50 tiene una impedancia que puede variarse por el controlador 101 basándose en la señal recibida del mezclador 150 y procesada por el procesador 65. El controlador 101 está configurado para controlar el sintonizador de impedancia 50 de manera que la impedancia compleja del aparato se adapte a la del tejido 6 en el que va a realizar la ablación. Esta adaptación de impedancias puede llevarse a cabo dinámicamente para minimizar la reflexión de energía incluso cuando cambie la impedancia compleja del tejido 6.

[0132] Ahora se describirá el segundo recorrido 110. El segundo recorrido 110 es entre un segundo mezclador 22 y un primer mezclador 150. El segundo mezclador 22 tiene una primera entrada 221 que está acoplada a la fuente de radiación 1 microondas mediante dicho primer acoplador 10 dirigido hacia adelante y un atenuador 21. El mezclador 22 también tiene una segunda entrada 222 y una salida 223. El aparato está configurado de manera que la entrada de frecuencia en la segunda entrada 222 sea generalmente diferente; en esta realización se dan 14,45 GHz como ejemplo a la frecuencia de la fuente de radiación microondas. Como resultado, una menor frecuencia, en esta realización 50 MHz, es la salida de la salida 223 del segundo mezclador a lo largo de un recorrido 110 hacia adelante de un bucle de enganche de fase que conduce a una primera entrada 151 del primer mezclador 150.

[0133] La señal de la salida 223 del segundo mezclador 22 pasa por un filtro 23 pasa bajo para eliminar cualquier componente de alta frecuencia del procedimiento de mezclado, por ejemplo, la frecuencia suma. Entonces, la señal pasa a la entrada de un detector de fase 24 . El detector de fase puede ser, por ejemplo, una puerta EXOR, pero otras posibilidades serán evidentes para un experto en la materia. El detector de fase 24 compara la fase de la señal de entrada con la de un oscilador local estable 25. El oscilador local 25 en esta realización es un oscilador de cristal compensado por temperatura con baja desviación (por ejemplo, 1 pmm con temperatura); en esta realización, su frecuencia es 50 MHz, pero podrían usarse otras frecuencias. El detector de fase 24 produce como salida una señal de control a un oscilador 27 controlado por voltaje mediante un filtro de bucle 26 y el ajustador de compensación de CC. El filtro de bucle y el ajustador de compensación de CC ajustan la salida del oscilador 27 controlado por voltaje y puede añadir y/o desfasar el voltaje de entrada al VCO 27 cuando sea necesario proporcionar una señal que puede usarse para controlar el oscilador 27 controlado por voltaje. La señal de control es de forma que el oscilador 27 controlado por voltaje ajuste su salida basándose en la diferencia de fase entre el oscilador de cristal estable 25 y la salida del mezclador 22 para producir una frecuencia deseada del oscilador 27 controlado por voltaje. La salida del oscilador controlado por voltaje es la salida mediante un atenuador 28 y amplificador 29 para la primera entrada 151 del primer mezclador 150. Algo de la señal enviada a la primera entrada 151 es desviada por el acoplador 30 a lo largo de un recorrido 140 de retroalimentación que conduce a la segunda entrada 222 del segundo mezclador 22. El recorrido de retroalimentación 140 tiene un atenuador 41, un amplificador 42 y un atenuador 43 entre el acoplador 30 y el segundo mezclador 22.

[0134] Como la entrada de señal a la primera entrada 151 del primer mezclador 150 está enganchada a la fuente de radiación 1 microondas, cualquier cambio en la frecuencia en la fuente producirá un cambio en la entrada de frecuencia a la primera entrada de dicho primer mezclador y así la diferencia entre los dos y, por tanto, la salida de frecuencia intermedia del mezclador será constante.

[0135] El tercer recorrido 130 comprende una pluralidad de canales A, B, C, D y E que conducen de acopladores 16, 17, 18, 19 y 20 dirigidos hacia adelante y a la inversa respectivos en el primer recorrido a terminales respectivos de un dispositivo 36 de conmutación y un recorrido del dispositivo de conmutación a la segunda entrada 152 del primer mezclador 150. Cada recorrido A a E tiene un atenuador 31, 32, 33, 34, 35 respectivo. El dispositivo 36 de conmutación está controlado por el controlador 101 para dirigir una señal de uno de los canales A a E por la salida 37 hacia la segunda entrada 152 del primer mezclador 150. Los acopladores 16, 17 y 19 son acopladores directos y, por tanto, los canales A, B y D canalizan la radiación dirigida hacia adelante del primer recorrido al dispositivo 36 de conmutación. Los acopladores 18 y 20 son acopladores inversos y los canales C y E canalizan radiación reflejada al dispositivo 36 de conmutación. Normalmente, el controlador 101 controlará el dispositivo 36 de conmutación para secuenciar mediante las entradas A a E, de manera que a su vez una señal pueda analizarse de una en una (es decir, multiplexación del tiempo). Se prefiere un FPGA ya que el procesador 65 es debido a la primera respuesta requerida para conmutar entre canales y hacer las mediciones de fase. Los canales de radiación dirigidos hacia adelante proporcionan señales de referencia que pueden usarse junto con una o más señales de radiación reflejada de los canales de radiación reflejada para determinar la impedancia compleja de la carga o tejido en el extremo del extremo distal de la sonda y/o para clasificar el tejido; esto se trata en más detalle un poco más adelante.

[0136] La señal enviada por la salida 37 del dispositivo 36 de conmutación pasa por un acoplador 38, un atenuador 42 variable, amplificador 43 variable y atenuador 44 (de valor fijo) antes de alcanzar la segunda entrada 152 del primer mezclador 150. El acoplador 38 dirige una parte de la señal a un detector de magnitud 39 (amplitud) que luego produce como salida una señal de control para el controlador 101 para controlar el nivel de atenuación o el nivel de amplificación del atenuador variable 42 o amplificador variable 43 . La señal de control puede enviarse al controlador 101 mediante un amplificador separador 41 . La señal de control puede ser simplemente información referente a la magnitud detectada. El controlador 101 controla entonces la atenuación del atenuador variable 42 o ganancia del amplificador variable 43 basándose en dicha señal de control del detector de amplitud 39 de manera que la entrada de señal a la segunda entrada 152 del mezclador 150 está dentro de una banda de potencia predeterminada que puede ser aceptada por el primer mezclador 150. Esto es necesario debido a que de otro modo la entrada de señal al primer mezclador podría variar ampliamente entre cuando el aparato se usa en un modo de ablación (alta potencia, baja atenuación en el amplificador 12) y el modo de clasificación de tejido (baja potencia). Como el atenuador 42 es continuamente variable, la señal de salida puede mantenerse a una potencia fija si fuera necesario.

[0137] Se proporciona un convertidor 640 de analógico a digital entre la salida 153 del primer mezclador 150 y el procesador 65. El procesador 65 está configurado para determinar la impedancia compleja del tejido 6 basándose en las señales de entrada (de los recorridos A a E y el primer mezclador 150). Entonces, comunica esta información al controlador 101, que controla el sintonizador de impedancia 50 y/u otros elementos del circuito basándose en esta información. El procesador 65 también produce como salida esta información para el clasificador de tejido 66 que usa la impedancia compleja detectada para clasificar el tejido en un tipo de tejido; preferentemente, el clasificador de tejido 66 es parte del procesador 65. Mientras que el procesador 65, el controlador 101 y el clasificador 66 de tejido se han mostrado como componentes separados en la Fig. 3 y 4, se entenderá que pueden combinarse en un único componente, por ejemplo, un programa que se ejecuta en un ordenador, microprocesador o un FPGA que puede contener un DSP lógico o microprocesador.

[0138] Más específicamente, el clasificador de tejido 66 clasifica el tejido 6 en uno de una pluralidad de diferentes tipos de tejido (por ejemplo, grasa, músculo, tumor canceroso) y también puede detectar cuándo la sonda está en aire y no en contacto con tejido basándose en la salida del valor de impedancia compleja por el procesador

65.

[0139] En una configuración preferida, el procesador 65 calcula un valor de impedancia compleja que es representativo del tejido 6 en el extremo de la sonda basándose en la amplitud y la fase de la señales de referencia (canal A, B o D) y las señales reflejadas (canales C o E); y el clasificador de tejido 66 clasifica el tejido 6 en el extremo de la sonda comparando este valor de impedancia compleja calculado con una tabla de valores predeterminados que asignan impedancias complejas o intervalos de las mismas a tipos de tejido específicos. Aunque sólo se necesita una señal de referencia y una reflejada, la introducción de más canales permite que se midan las características de impedancia compleja del aparato y así esta información puede usarse para proporcionar información más exacta de medición y clasificación de tejido. Los valores predeterminados pueden determinarse empíricamente o calcularse teóricamente basándose en las impedancias conocidas de tipos de tejido medidos ex vitro bajo condiciones controladas. Physical properties of tissue: A Comprehensive Reference Book de Francis A Duck y publicado por Academic Press London en 1990 (ISBN 0-12-222800-6) proporciona en el capítulo 6 datos a partir de los cuales podrían calcularse tales valores teóricos. La clasificación de tejido basándose en la impedancia compleja detectada es la misma que la clasificación descrita anteriormente con referencia a las Fig. 5 a 15.

[0140] Ahora se describirá en más detalle una posible configuración del montaje 5, 5a de sondas. Debe entenderse que con la presente invención puede usarse cualquier sonda que pueda emitir radiación al tejido y recibir la radiación reflejada. Además, la sonda deberá poder insertarse en tejido (tanto directamente como mediante un tubo). Por tanto, las siguientes disposiciones sólo se facilitan a modo de ejemplo y no pretenden limitar la presente invención. Disposiciones alternativas serán evidentes para un experto en la materia y todavía están dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

[0141] La Fig. 22(a) ilustra una estructura preferida para la sonda 5. La sonda 5 es coaxial. Tiene una camisa 505 externa o revestimiento, preferentemente hecha de acero inoxidable, para proporcionar rigidez para permitir que la sonda sea empujada por capas de tejido sin la necesidad de un trocar o tubo de inserción. En este ejemplo, el diámetro 510 de la camisa externa 505 es 3 mm o menos (8 French o inferior) y la longitud entre 20 mm y 200 mm; preferentemente 120 mm. En esta realización, la camisa externa está hecha de metal y hace de conductor externo. El conductor interno está hecho de cualquier material apropiado, por ejemplo, acero inoxidable, acero inoxidable recubierto de plata o cobre recubierto de plata. Un dieléctrico 530 separa el conductor interno 515 del conductor externo 505. Preferentemente, el dieléctrico es un material de baja pérdida (en la frecuencia de GHz). El dieléctrico 530 se usa para garantizar que una impedancia característica fija (por ejemplo 50 Ω) se mantenga por toda la estructura coaxial y para garantizar que los conductores interno y externo no pueden acortarse juntos. El valor de la impedancia característica está gobernado por la relación del diámetro 510 interno del conductor externo 505 y el diámetro externo 525 del conductor interno 515, y el valor de permitividad relativa del material dieléctrico 530 entre dichos conductores. El material 530 dieléctrico también aumenta la capacidad de descarga disruptiva de la estructura. Es preferible usar un material de baja pérdida dieléctrica con una baja permitividad relativa; materiales adecuados incluyen: PTFE de baja densidad, PTFE expandido y PTFE envuelto con cinta aislante.

[0142] Un cono 520 está ajustado al extremo distal de la sonda. Esto permite que la sonda sea empujada por las capas de tejido con relativa facilidad. El cono 520 está hecho de un material dieléctrico rígido que tiene una bajo factor de pérdida a 14,5 GHz. Materiales adecuados para el cono incluyen cerámicas de microondas, en este ejemplo se usa plástico de baja pérdida a alta temperatura conocido como ECCOSTOCK HiK500F disponible de Emerson y Cumming Microwave Products. Preferentemente, el material del cono presenta una permitividad relativa de entre 3 y 30.

[0143] En la realización mostrada en la Fig. 22, el conductor interno 515 sobresale por el extremo del cono

520. Esta característica es especialmente ventajosa cuando la invención va a usarse para tanto tratamiento como medición ya que se ha encontrado que la exposición del conductor interno proporciona sensibilidad de medición óptima. Otras configuraciones posibles incluyen: un conductor interno formado como un bucle de campo H dentro del cono y conductor interno completamente dentro del cono.

[0144] El cono 520 y el extremo de la camisa externa 505 están recubiertos para evitar el acceso de fluido o tejido dentro de la sonda. El recubrimiento puede ser cualquier material adecuado, en esta realización se usa material de parileno C.

[0145] La sonda 5 está conectada a un montaje 540 de cables coaxiales usando un conector 535, por ejemplo, un conector de microondas de la serie SMA como se muestra en la Fig. 22 (b). Alternativamente, la sonda 5 puede integrarse en un montaje de cables como se muestra en la Fig. 22(c). La Fig. 22 (a) es una vista a escala ampliada y detallada de las partes de las Fig. 22 (b) y 22(c) que están rodeadas por líneas de puntos.

[0146] También sería posible usar una sonda semi-rígida en lugar de la sonda rígida anteriormente descrita. Tales sondas pueden insertarse en un tubo de endoscopio, una cánula, un trocar u otro tubo insertado por el cuerpo. En algunos casos también puede insertarse directamente en el sistema biológico o mediante tejido que no presenta,

o muy poca, resistencia física. Los detalles son similares a los descritos anteriormente, excepto que la sonda no es tan rígida y, por tanto, pueden usarse diferentes materiales, por ejemplo, la camisa externa podría hacerse de aluminio, el conductor interno de alambre de cobre recubierto de plata y el dieléctrico de T-PTFE recubierto con cinta aislante.

[0147] Aplicaciones típicas para el aparato descrito en la presente solicitud incluyen el tratamiento y la detección de tumores de mama, cerebro e hígado. También puede usarse para ciertos procedimientos cardiacos y la detección y el tratamiento de tumores desmoides (neoplasias fibrosas benignas que se originan a partir de las estructuras musculoaponeuróticas por todo el cuerpo). Otras posibilidades serán evidentes para un experto en la materia.

REFERENCIAS CITADAS EN LA DESCRIPCIÓN

Esta lista de referencias citadas por el solicitante está prevista únicamente para ayudar al lector y no forma parte del documento de patente europea. Aunque se ha puesto el máximo cuidado en su realización, no se pueden excluir 5 errores u omisiones y la OEP declina cualquier responsabilidad al respecto.

Documentos de patente citados en la descripción

• WO 2004047659 A [0002] 10 • GB 2003005166 W [0002] [0004] [0005] [0050] [0051]

•

US 5807257 A [0007]

•

US 5227730 A [0007]

Documentos no procedentes de patentes citados en la descripción

15 • Francis A Duck. Physical Properties of Tissue: A Comprehensive Reference Book. Academic Press, 1990 [0011]

•

France A Duck. Physical properties of tissue; a comprehensive reference book. Academic Press, 1990 [0096]

•

Francis A Duck. Physical properties of tissue; a comprehensive reference book. Academic Press, 1990 [0139]

Claims (14)

1. REIVINDICACIONES

   1. Aparato de clasificación de tejido que comprende:

   una fuente de radiación microondas (1) dispuesta para producir como salida radiación microondas que tiene una frecuencia estable única;

   una sonda (5) adaptada para la inserción en tejido biológico para poner en contacto y emitir la radiación microondas a una región (6) de tejido en el extremo distal (5a) de la misma; y

   un detector de radiación reflejada (100) conectado entre la fuente (1) y la sonda (5) para recibir una señal reflejada (210) que comprende radiación microondas reflejada de nuevo de la región (6) de tejido por la sonda

   (5) y una señal de referencia (255),

   en el que el detector (100) está dispuesto para detectar la magnitud y la fase tanto de la señal reflejada como de la señal de referencia, y el aparato incluye

   un clasificador de tejido (150) dispuesto para clasificar el tejido en el extremo distal (5a) de la sonda (5) en un tipo de tejido o un estado de tejido basándose en una impedancia compleja calculada a partir de la magnitud y la fase de las señales reflejadas y de referencia detectadas por el detector (100).

2. 2.

   Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 1, en el que la señal de referencia (255) se deriva de la fuente de radiación microondas (1).

3. 3.

   Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 1 o la reivindicación 2, en el que la fuente de radiación microondas (1) es de enganche de fase para una frecuencia única.

4. 4.

   Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el clasificador de tejido (150) está dispuesto para comparar la impedancia compleja calculada con un primer conjunto de datos referentes a valores conocidos o teóricos para la impedancia compleja de uno o más tipos de tejido.

5. 5.

   Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el clasificador de tejido (150) está dispuesto para clasificar tejido comparando la impedancia compleja calculada con valores en una tabla que asigna valores predeterminados o intervalos de valores a diferentes tipos de tejido.

6. 6.

   Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes que comprende además un mezclador (620) que tiene una primera y segunda entradas y una salida, estando la primera entrada acoplada a un recorrido para transportar la señal reflejada o la señal de referencia al mezclador (620), estando la segunda entrada acoplada a un recorrido para transportar una señal de mezcla (630) al mezclador (620) y estando la salida acoplada al detector (100).

7. 7.

   Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 6, en el que la señal de mezcla (630) se deriva de la fuente de radiación microondas (1).

8. 8.

   Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 6 ó 7, en el que el recorrido para emitir la señal de mezcla (630) al mezclador (620) comprende un bucle de enganche de fase para controlar la frecuencia de la señal de mezcla (630) basándose en la frecuencia de la salida de radiación microondas por la fuente de radiación microondas (1).

9. 9.

   Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes que tiene un cable (4) que acopla la sonda (5) a la fuente de radiación microondas (1) y el detector (100), teniendo el cable (4) una estabilidad de la fase de +/-5 grados a la frecuencia de la salida de radiación microondas por la fuente de radiación microondas (1).

10. 10.

    Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes que comprende además un ajustador de impedancia (200) que tiene una impedancia compleja ajustable, estando el ajustador de impedancia (200) localizado entre la fuente de radiación microondas (1) y la sonda (5).

11. 11.

    Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 10, en el que el aparato puede manipularse a un nivel de potencia que puede realizar la ablación de tejido.

12. 12.

    Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 11 que tiene un modo de ablación de tejido para realizar la ablación del tejido en el extremo distal (5a) de la sonda (5) y un modo de caracterización de tejido

    para clasificar el tejido en el extremo distal (5a) de la sonda (5), siendo la amplitud de la radiación microondas suministrada por la sonda (5) mayor en el modo de ablación que en el modo de caracterización de tejido.

13. 13.

    Aparato de clasificación de tejido según la reivindicación 12 que comprende además:

    5

    (i) un amplificador variable (43) conectado entre la sonda (5) y el detector (100) para amplificar la señal reflejada o la señal de referencia antes de que alcance el detector (100) cuando el aparato está en el modo de caracterización de tejido; y/o

    10 (ii) un atenuador variable (42) conectado entre la sonda (5) y el detector (100) para atenuar la señal reflejada o la señal de referencia antes de que alcance el detector (100) cuando el aparato está en el modo de ablación de tejido.
14. 14. Aparato de clasificación de tejido según una cualquiera de las reivindicaciones 11 a 13, en el que la

    15 fuente de radiación microondas (1) está dispuesta para dirigir una primera frecuencia de radiación microondas hacia la sonda (5) cuando el aparato está en el modo de ablación de tejido y una segunda frecuencia de radiación microondas, diferente de la primera frecuencia, para la sonda (5) cuando el aparato está en el modo de caracterización de tejido.