ES2628506T3 - Aparato para determinar una propiedad de un tejido - Google Patents

Abstract

Dispositivo para el tratamiento térmico del tejido que comprende una pluralidad de superficies de electrodo implantables (37-43, 71-81), al menos un sensor térmico (55-61) para medir temperaturas en o cerca de al menos una de dichas superficies de electrodo (37-43, 71-81), al menos un elemento de calentamiento del tejido (32, 34) para calentar el tejido, un generador de corriente (50, 53), medios de medición para medir el valor de una propiedad eléctrica (52) entre pares seleccionables de dichas superficies de electrodos (37-43, 71-81), y un sistema de control (17) para controlar dichos elementos de calentamiento del tejido, generador de corriente y dispositivo de medición, caracterizado por que una fuente láser (13, 15) para proporcionar energía a dicho elemento de calentamiento del tejido (32, 34); y dicho dispositivo comprende memoria (54) para almacenar valores medidos de dichas propiedades eléctricas medidas durante un período de tiempo y software para procesar los valores medidos almacenados para determinar un valor calculado de la propiedad eléctrica entre al menos un par seleccionable de electrodos y para desactivar dichos elementos de calentamiento del tejido cuando dicho valor calculado de la propiedad eléctrica deja de cambiar durante un predeterminado periodo de tiempo.

Description

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DESCRIPCION

Aparato para determinar una propiedad de un tejido Campo de la invencion

La presente invencion se refiere a dispositivos para determinar una propiedad de un tejido.

Antecedentes de la invencion

El tugado es el sitio mas comun para tumores, que pueden ser primarios o secundarios (metastasis). En el mundo occidental los tumores hepaticos usualmente representan una enfermedad metastasica. La principal causa de muerte de pacientes con cancer colorrectal (incidencia: alrededor de 6000 nuevos casos en Suecia en 2004) es la presencia de metastasis de tugado, que afectan a alrededor de la mitad de estos pacientes. El cancer de mama es el cancer mas comun en mujeres con 6900 casos en Suecia en 2004. El cancer de prostata es el cancer mas comun en hombres con una incidencia actual de 9900 pacientes/ano en Suecia. El cancer de pulmon es el tercer cancer mas comun en Suecia, con 3200 nuevos casos cada ano. El cancer de pancreas da cuenta de alrededor del 2% de nuevos canceres (900 nuevos casos en Suecia en 2004) pero tiene un pobre diagnostico. La tasa relativa de 10 anos de supervivencia es 1,3% para mujeres y 1,5% para hombres. Es particularmente importante encontrar una mejor terapia para esta enfermedad. Los canceres anteriormente mencionados son ejemplos de tumores solidos que son apropiados para termoterapia intersticial.

Terapia de tumores solidos

Tratamientos estandar

La extirpacion quirurgica es el pilar del tratamiento con proposito curativo y se combina con quimioterapia adyuvante en enfermedades para las que los farmacos citostaticos tienen un efecto demostrable. La quimioterapia es el unico tratamiento cuando el fin del tratamiento es paliativo. Los farmacos citostaticos se dan usualmente sistemicamente via las rutas intravenosa u oral pero se pueden dar tambien regionalmente via infusion intra-arterial. La irradiacion parece ser inferior a la extirpacion quirurgica con respecto a la eficacia local.

Terapias mmimamente invasivas, que incluyen metodos de destruccion local.

Algunos metodos, como la ablacion por radiofrecuencia (RFA), hipertermia inducida por laser, crioterapia e inyeccion percutanea de etanol (PEI) se han usado bastante extensamente. Otros como la coagulacion por microondas o la terapia fotodinamica, se han usado menos a menudo en pacientes con tumores solidos. Algunos, como la electroquimioterapia o ultrasonido focalizado de alta intensidad, se estan desarrollando.

Comparado con la extirpacion quirurgica, los avances de la destruccion del tumor local incluyen a) dano tisular selectivo que conduce a menor inmunodepresion y menor liberacion de factores de crecimiento, b) minima morbilidad y mortalidad del tratamiento, y c) la posibilidad de usar quimioterapia de un modo mas eficiente dado que la quimioterapia se puede iniciar antes o en el momento de la terapia local.

Hipertermia laser intersticial

La hipertermia laser intersticial es una tecnica termica, que destruye tumores por absorcion de luz. Los primeros estudios experimentales y clmicos usaron un laser de Nd-YAG y fibras desnudas insertadas en el centro de un tumor, que creaban lesiones que eran de 1,5 cm de diametro o menos. Pronto fue evidente que la aplicacion clmica requerina mayores lesiones y control mejorado del efecto sobre el tejido. Los metodos para mejorar el tamano de la lesion inclrnan sistemas multifibra, fibras de tipo difusor y la oclusion de la afluencia vascular. Sin embargo la aplicacion estandar de hipertermia laser intersticial da como resultado la evaporacion y carbonizacion de tejido y dano tisular y tamano de lesion relativamente impredecibles. Esto ha conducido al desarrollo de sistemas de control retroalimentados que monitorizan la temperatura dentro del tejido por medio de sensores de temperatura colocados a varias distancias del punto de tratamiento y que estan interconectados con un ordenador y un laser. La idea de estos sistemas es que la salida del laser se ajuste para devolver la temperatura monitorizada al nivel de temperatura deseado cuando la temperatura monitorizada se eleva por encima de una temperatura establecida o cae mas alla de una temperatura establecida. De este modo es posible mantener una temperatura substancialmente constante durante un periodo deseado de tiempo en los puntos de medida que rodean un conocido volumen de tejido, que se desea que de un alto grado de precision con respecto tanto al tamano de la lesion como al tipo de dano celular.

Una de las ventajas del control de retroalimentacion del efecto del tratamiento es que asegura temperaturas reproducibles y citotoxicas en la periferia del tejido tumoral. Otro modo de controlar el tamano de la lesion es usar un sistema de planificacion de la dosis, que permite calcular el tamano de la lesion para diferentes tejidos, las potencias de salida y duraciones de tratamiento. La planificacion del tratamiento local puede estar integrada tambien con el analisis de imagenes ayudado por ordenador para dar informacion acerca del tamano y localizacion de tumores, vasos y conductos biliares en vistas en 3D.

Sin embargo tales metodos solo determinan la temperatura en la vecindad del(de los) sensor(es) de temperatura y

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no dan informacion de si se ha conseguido la temperatura requerida por todo el tejido que se supone que se va a tratar.

Termoterapia laser intersticial (ILT)

La termoterapia laser intersticial (ILT) es una variante de la hipertermia laser intersticial en la que el objetivo esta en matar celulas tumorales a temperaturas de 46-48°C, es decir, a temperaturas que no provocan que los antigenos tumorales se coagulen. Consecuentemente la ILT finalmente produce la muerte celular permitiendo aun la presentacion de antigenos tumorales intactos. Estos provocan una reaccion inflamatoria local y esto puede producir una eficiente respuesta inmune, tanto en ratas como en pacientes humanos. Esto esta en contraste con las tecnicas ablativas que usan temperaturas mas altas y de este modo provocan necrosacion instantanea del tejido. Esto tambien esta en contraste con la hipertermia tradicional que usa temperaturas significativamente mas bajas, es decir, <42,5°C, y prolongados tiempos de exposicion.

Para el control de realimentacion de la potencia del laser se han usado comunmente uno o mas termometros (termistores o termopares) colocado dentro del tumor y/o en el lfmite del tumor. Una de las desventajas de este tipo de monitorizacion es que requiere la colocacion intersticial de sondas y de este modo preparaciones adicionales. Es ventajoso envolver el dispositivo de monitorizacion, por ejemplo, una sonda de termistor, con la fibra laser cerca del extremo del laser, evitando perforaciones separadas para la medida de temperatura.

Un problema que ha ocurrido durante el control de retroalimentacion usando termometros es que solo miden la temperatura local y no son capaces de detectar si se produce sobrecalentamiento (o calentamiento insuficiente) en el tejido que no esta cerca del termometro. El sobrecalentamiento es indeseable ya que puede conducir a la carbonizacion y/o descomposicion necrotica del tejido. La carbonizacion puede estar presente en forma de una capa negra que rodea la fuente de calor, capa que dificulta la penetracion de la luz y reduce la distancia que la luz puede propagarse en el tejido. La descomposicion necrotica rapida puede provocar envenenamiento. El calentamiento insuficiente no es deseable ya que conduce a un tratamiento ineficaz del tejido. Los intentos para determinar cambios en las propiedades electricas del tejido causados por calentamiento han usado cables implantados provistos de electrodos para medir la impedancia o las propiedades de transferencia del tejido y termistores o termopares para medir la temperatura - termograffa de impedancia tisular. Usando diferentes frecuencias para la corriente usada en las medidas de impedancia, es posible medir impedancias en el tejido cercano a los electrodos de medida, asf como tejido mas alejado. Sin embargo, los resultados hasta ahora se han considerado poco fiables cuando los valores de la impedancia o propiedad de transferencia obtenidos cuando las lecturas de temperatura alcanzan un elevado estado estacionario (es decir, una temperatura constante, por ejemplo 46°C) han cambiado continuamente de tal modo que parece que se estan desplazando - vease la fig. 4 y la fig. 5. Estas figuras muestran la temperatura y la impedancia frente al tiempo a tres distancias de la punta del laser. Ambos graficos tienen un patron similar que muestra que los cambios en las propiedades tisulares medidas, en este caso la impedancia medida, siguen los cambios en la temperatura del tejido, y que ocurre un cambio irreversible en la impedancia tal que la impedancia a, por ejemplo, 40°C al comienzo del experimento no es la misma que la impedancia a 40°C al final de la fase de calentamiento. Similarmente la figura 6, que muestra la conductancia frente a la temperatura para un tumor usando la informacion recogida de los resultados experimentales mostrados en la figura 2 "conductancia frente a la temperatura a 44 kHz y 1 MHz para un tumor EMT6 in vivo" en "The effect of hyperthermia-induced conductivity changes on electrical impedance temperature mapping”, M A Esrick, D A McRae, Phys. Med Biol. 39 (1994) 133-144, muestra que la conductancia del tejido del tumor EMT6 in vivo mientras se calienta de 37°C a 45/46°C durante un penodo de 19 minutos vana substancialmente de forma lineal. A partir de esta figura es posible determinar que la conductividad de este tejido a una frecuencia de corriente de 44 kHz y 37°C es de alrededor de 3,5 mS, a 46°C es de alrededor de 3,85 mS. Considerando este intervalo limitado el coeficiente termico es de 0,038 mS/°C cuando se mide a 44 kHz. Cuando se mide a 1 MHz la conductividad a 37°C es de alrededor de 5,152 mS, a 45°C es de alrededor de 5,8 mS. Considerando este intervalo limitado el coeficiente termico es 0,081 mS/°C cuando se mide a 1 MHz.

Terapia del cancer usando dispositivos laser

Mueller et al. (DE 3931854, 1991) presentaron una invencion basada en un tomografo de MRI para la localizacion del tumor y la monitorizacion durante la irradiacion intersticial con laser de tumores, por ejemplo, en el tngado, via fibras de cuarzo conductoras de luz. Se dijo que la invencion libraba al paciente de la cirugfa, hospitalizacion prolongada y permitfa la retirada del tumor con pequenos efectos secundarios para el paciente. En esta invencion, un dispositivo de rayos X multiplanar esta acoplado al tomografo de MRI para permitir que las fibras se coloquen en el tumor usando sondas ionicas puntuales y las coordenadas del tumor a determinar por tomograffa de MRI.

La patente de EE.UU. 2005/0203503 describe un aparato para el tratamiento y la ablacion de masas corporales, tales como tumores y, mas particularmente, a un sistema de tratamiento de RF adecuado para tratamiento multi- modalidad con una administracion por infusion y un aparato de electrodo de aguja multiple retractil que rodea un exterior de un tumor con un pluralidad de electrodos de aguja y define un volumen ablativo. El sistema mantiene una potencia seleccionada en un electrodo que es independiente de los cambios de corriente o voltaje. Ademas, el aparato incluye un controlador que puede utilizarse para monitorizar la temperatura o la impedancia. La retroalimentacion puede ser la medida de impedancia o temperatura. La impedancia se utiliza para monitorizar el

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voltaje y la corriente. Cuando los valores superan valores de potencia o impedancia predeterminados, se puede dar una advertencia en la interfaz y, ademas, se puede reducir, modificar o interrumpir la administracion de energfa de RF.

Sin embargo, el aparato descrito se basa unicamente en un valor predeterminado proporcionado para reducir, modificar o interrumpir la energfa de RF. Esto puede dar como resultado un tiempo de tratamiento establecido en un penodo mas largo que el realmente requerido. Otras cuestiones pueden ser que la impedancia difiere localmente entre diferentes tipos de tejidos (por ejemplo, tejido sano o un tumor). Por lo tanto, las propiedades entre cada par de electrodos pueden diferir dependiendo de los diferentes tipos de tejidos presentados en el camino.

Cuando se realiza un tratamiento termico intersticial de tumores cancengenos es crucial un sistema de retroalimentacion que es capaz de presentar informacion al usuario en relacion con el progreso y resultado del tratamiento. En los dispositivos y metodos de la tecnica anterior, el tratamiento se realiza a menudo sobre la base de la experiencia recogida durante los tratamientos previos y el tiempo de sesion se establece sobre la base de este conocimiento. Como un medio secundario para el control del tratamiento, la temperatura del tejido se puede monitorizar en un numero limitado de puntos de medida. En muchos casos, el tiempo de tratamiento se establece en un penodo mas largo que el que realmente se requiere como medio fiable para la retroalimentacion con respecto a como el tejido esta respondiendo al calentamiento, no existen los "efectos de tejido”. Por la misma razon el resultado deseado no se puede obtener en muchos casos ya que la distribucion de temperatura no es uniforme en el area objetivo y no se puede garantizar la colocacion apropiada de los sensores de temperatura. Como un sensor de temperatura solo puede detectar la temperatura local no hay manera de comprobar si hay puntos fnos fuera del area local, siendo provocados tales puntos fnos, por ejemplo, por los vasos sangumeos que pasan a traves del tejido y se llevan el calor.

Sumario de la invencion

Usando la presente invencion, es posible superar por lo menos algunos de los problemas con los dispositivos y metodos de la tecnica anterior para el tratamiento termico del tejido. En un primer aspecto de los dispositivos y metodos segun la presente invencion, una propiedad electrica del tejido que vana con la temperatura se monitoriza a traves de una porcion del tejido que se esta tratado, mientras que un sistema de retroalimentacion controla el calentamiento del tejido para mantener una deseada elevada temperatura del tejido, y se determina que el tratamiento es completo cuando, a la temperatura del tejido deseada mantenida, no se detectan substancialmente cambios adicionales en la propiedad electrica monitorizada.

En un segundo aspecto de los dispositivos y metodos segun la presente invencion, estableciendo inicialmente los datos con respecto a las propiedades del tejido y combinando a continuacion estos datos con las medidas de temperatura en posiciones conocidas con respecto a la fuente de calor y combinando adicionalmente esta informacion con la medida de la propiedad electrica bi- y/o tri-dimensional (es decir, la medida de la funcion de transferencia de tejido y/o conductividad y/o impedancia) y correlacionando los cambios reales de estas propiedades en el tejido con el cambio esperado en las propiedades del tejido basado en los datos iniciales, es posible extraer informacion en un espacio tridimensional con respecto al efecto tisular no reversible que es un resultado de tratamiento termico en curso. Es subsecuentemente posible determinar el punto en el tratamiento en el que se ha obtenido el deseado efecto tisular e informar al usuario de que el tratamiento es completo y con exito. Ademas, tambien es posible detectar cuando el tratamiento en curso no esta logrando el cambio esperado en las propiedades del tejido y proporcionar una senal a un operador de que el tratamiento no esta avanzando como estaba previsto.

La presente invencion consigue esto proporcionando cables implantables, provistos cada uno con superficies de electrodo de medida de impedancia y medios de medida de temperatura, siendo conectables los cables a una unidad base provista de medios de generacion de corriente, medios de medida para medir la propiedad electrica del camino electrico entre 2 superficies de electrodo y medios de control, estando adaptados los medios de control para usar la propiedad electrica y las lecturas de temperatura de los cables para determinar una propiedad dependiente de la temperatura del tejido en el que se implantan los cables.

Breve descripcion de las figuras

La Figura 1 muestra esquematicamente una primera realizacion de un dispositivo termico segun la presente invencion;

La Figura 2 muestra esquematicamente una segunda realizacion de un dispositivo termico segun la presente invencion;

La Figura 3 muestra esquematicamente una primera realizacion de un sistema digital para medir las propiedades electricas de tejido;

Las Figuras 4 y 5 muestran resultados experimentales de la impedancia y la temperatura frente al tiempo durante el calentamiento y enfriamiento de tejido;

La Figura 6 muestra datos experimentales que indican que los cambios en la conductancia de tejido son lineales tras

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un calentamiento lento a 46°C;

Las Figuras 7 a 11 muestran graficos que muestran el efecto de la temperatura sobre la conductividad para diferentes modelos de tejido a dos frecuencias de corriente diferentes.

Descripcion detallada de la invencion

A continuacion, se dan indicaciones con respecto a la piel de un paciente o a la superficie de un organo o tejido, de este modo, la expresion "por encima" quiere decir fuera de la piel o fuera de la superficie de un organo o lfmite de un tejido y no depende de la orientacion real del paciente, organo o tejido. Las profundidades o niveles o distancias dentro o fuera de un paciente u organo, a menos que se indique lo contrario, se miden en la direccion perpendicular a la piel del paciente o a la superficie de un organo o tejido. Las distancias entre componentes se miden de borde a borde a menos que se indique lo contrario.

Una primera realizacion de un dispositivo termico segun la presente invencion se muestra esquematicamente en la figura. 1. El dispositivo 1 termico comprende una unidad 3 base y una pluralidad de cables insertables. En este ejemplo, para evitar el desorden en la ilustracion, el dispositivo 1 termico se ha representado como que solo tiene dos cables 5, 7, pero en la practica es posible que solo se use uno de los cables, por ejemplo, para el tratamiento de pequenos volumenes de tejido y que se usen mas de 2 cables, por ejemplo, para el tratamiento de grandes volumenes de tejido. Se pueden usar mayor numero de cables si se desea reducir el tiempo de tratamiento, o si son necesarios por razones de eficiencia, por ejemplo, si la extension maxima del tejido a tratar es mas grande de la que se puede tratar de forma fiable con solo dos cables - tfpicamente, cuando se usan laseres como fuente de energfa, los cables se colocan separados 2-3 cm. Preferentemente cada cable 5, 7 es facilmente separable de la unidad 3 base de manera que los cables pueden ser facilmente reemplazados por razones de higiene cuando se va a tratar un paciente diferente. El extremo distal de cada uno de los cables 5, 7 esta previsto para introducirlo a traves de la piel 9 de un paciente en, o en la proximidad del tejido que se va a tratar, por ejemplo, tejido tumoral 11. Preferentemente, para permitir la colocacion exacta, por lo menos la porcion de cada uno de los cables previsto para ser insertado en un paciente se hace suficientemente ngido de modo que no se doble durante la insercion y uso.

La unidad 3 base puede comprender una fuente de energfa unida a una pluralidad de cables, pero preferentemente comprende una pluralidad de fuentes de energfa. En esta realizacion una fuente de energfa en forma de un laser de infrarrojo 13, 15 se proporciona para cada cable 5, 7, de modo que en este ejemplo la unidad 3 base comprende 2 laseres, siendo controlable individualmente la salida de cada laser 13, 15. Preferentemente cada uno de dichos laseres 13, 15 tiene un nivel maximo de potencia de salida optica en la region de 1-50 vatios. Los laseres preferentemente proporcionan energfa de luz de una longitud de onda que es absorbida eficientemente por el tejido animal para calentar dicho tejido. Preferentemente, los laseres operan en el intervalo de longitud de onda de 700 a 1300 nm, mas preferentemente a 805 o 1064 nm. Preferentemente, cada fuente es un laser de semiconductor de estado solido ya que estos tienen pequenas dimensiones y alta eficacia. Alternativamente, cada fuente de energfa podna ser un laser de Nd-YAG o similares, sin embargo, estos dispositivos tienen la desventaja de ser menos eficientes y mas grandes que los laseres de semiconductor. Preferentemente, la potencia de salida optica de cada laser se puede controlar independientemente por un sistema de control tal como un microprocesador o microordenador 17, dispuesto en la unidad 3 base, y provisto de apropiado hardware y software de funcionamiento. Preferentemente la unidad 3 base esta provista de medios de entrada para el usuario tales como por lo menos un teclado 19, raton, pantalla tactil, tableta o similares, para permitir a un usuario controlar el funcionamiento del sistema y medios 21 de visualizacion tales como una pantalla, monitor, panel de luz, u otra pantalla para proporcionar informacion medida y/o calculada y/o procesada al usuario. Tal informacion puede incluir, por ejemplo, una o mas de las propiedades electricas del tejido entre los electrodos, la posicion de los cables entre sf o con respecto al tejido objetivo a tratar, y temperaturas del tejido.

La luz laser de salida de laser 13 se puede alimentar a una fibra optica 25 que esta dentro del cable 5 y se extiende hasta el extremo distal 27 del cable 5. La luz laser de salida de laser 15 se puede alimentar a una fibra optica 29 que esta dentro del cable 7 y se extiende hasta el extremo distal 35 del cable 7. Cada extremo distal 27, 35 esta provisto de un elemento de calentamiento del tejido, en este ejemplo una ventana 32 resp. 34 de emision de energfa transparente a la luz laser o punta de fibra desnuda a una corta distancia, por ejemplo, entre 0 y 40 mm, de la extremidad del extremo distal 27, 35. Preferentemente, cada ventana tiene una longitud L1 de entre 1 y 15 mm. En esta realizacion una punta de la fibra optica 31, resp. 33 a traves del cual la luz laser se transporta al extremo distal 27, 35 se coloca en cada ventana de modo que la luz laser pueda salir del cable 5, 7, ser absorbida por, y calentar el tejido circundante. La punta de la fibra optica puede estar en forma de una fibra desnuda, un difusor o algun otro medio para guiar la distribucion de la luz laser.

Cada extremo distal 27, 35 esta provisto ademas de superficies de electrodo distal e intermedia separadas entre sf, por ejemplo, en la forma de placas de electrodo, cables, proyecciones, depresiones o, como se muestra aqrn, electrodos anulares 37, 39, resp. 41, 43 conductores. Las superficies de electrodo estan hechas de medios conductores, tales como plata, platino, oro o similares y durante un tratamiento se pretende que dichos electrodos anulares esten en contacto electrico con el tejido. Preferentemente, la anchura de una superficie de electrodo en la direccion longitudinal de un cable puede ser de 0,1 mm a 5 mm, preferentemente de 0,5 a 2 mm, aunque tambien son concebibles dimensiones mas grandes o mas pequenas. Opcionalmente una pasta, gel, lfquido o similares

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conductores se pueden proporcionar a las superficies de los electrodos durante el uso para garantizar un contacto electrico fiable. Los electrodos anulares distales 37, 41 se pueden colocar mas cerca del extremo de cada cable 5, 7 que dichas ventanas 32, 34 y estan preferentemente a una distancia L2 de 0-10 mm del extremo distal de las ventanas 32, resp. 34. Los electrodos anulares intermedios 39, 43 estan colocados mas lejos del extremo de sus respectivos cables preferentemente a una distancia L3 de 0 a 40 mm desde el extremo proximal de la ventana 32, 34. De este modo, en esta realizacion de la presente invencion, cada ventana 32 resp. 34 se puede colocar entre un par de electrodos anulares 37, 39 resp. 41,43.

Tenga en cuenta que si, como se describe anteriormente, la ventana 32, 34 se coloca en el extremo del cable (es decir, 0 mm desde el extremo), entonces el par de superficies de electrodo (y cualquier superficie de electrodo adicional) se colocan mas lejos del extremo que la ventana y estan separadas longitudinalmente. Preferentemente, la distancia longitudinal entre un par de electrodos anulares vecinos en un cable es menos de 55 mm, mas preferentemente menos de 40 mm, por ejemplo, 6 mm o 10 mm, y preferentemente es mayor de 3 mm.

Los electrodos anulares 37, 41 estan separados longitudinalmente de los electrodos anulares 39, 43 por una distancia L1 + L2 + L3. Mientras que L1, L2 y L3 para el cable 5 pueden ser los mismos que L1, L2 y L3 para el cable 7 y, en el caso de que se usen cables adicionales, todos los cables adicionales no es una necesidad pero para permitir un posicionamiento preciso es necesario que la distancia entre las superficies de electrodo en cada cable sea conocida.

Cada electrodo anular 37-43 esta conectado por su respectivo conductor 45, 47, 49, 51 electrico a la salida conmutable de un generador de corriente 50 y las entradas conmutables de un circuito de medida 52 preferentemente capaz de medir una propiedad electrica del camino electrico entre cualquier par de electrodos anulares. Para ilustrar la presente invencion se describe ahora una realizacion en la que el circuito 52 es un circuito de medida de la conductancia del tipo bien conocido en la tecnica anterior que comprende un amplificador y un convertidor de analogico a digital. El uso de otros circuitos de medida que miden una o mas de las propiedades de conductancia, resistencia, impedancia y capacitancia tambien es concebible. El generador de corriente 50 es controlable para producir corriente alterna de amplitud conocida y, preferentemente, fase conocida y, preferentemente, es conmutable entre por lo menos dos frecuencias, una baja frecuencia, por ejemplo, menos de 500 Hz o 1 kHz o 5 kHz o 10 kHz o 50 kHz o 100 kHz y una alta frecuencia, por ejemplo mayor de 200 kHz o 500 kHz o 1 MHz o 2 MHz. La posibilidad de usar diferentes frecuencias durante la medida de la conductancia permite medir la conductancia de diferentes volumenes de tejido (y la conductividad a calcular si se conoce la longitud del camino de conduccion) - una forma de tomograffa. Esto es debido a que el camino de la corriente entre los

electrodos depende en parte de la frecuencia usada - las corrientes de mas baja frecuencia, por ejemplo 1 kHz,

siguen caminos curvos entre los electrodos mientras que las frecuencias mas altas, por ejemplo, 100 kHz, siguen caminos mas directos. El generador de corriente 50 y el circuito 52 de medida de la conductancia son controlables por el sistema de control 17 de modo que, preferentemente, es posible medir la conductancia entre cualquier par de electrodos anulares 37-43, 71-81 y a cualquier frecuencia deseada. Esto se puede conseguir, por ejemplo, usando medios de almacenamiento digital y un convertidor 56 de digital a analogico. Un ejemplo de tal sistema digital para la medida de las propiedades electricas del tejido, mostrado esquematicamente en la figura. 3, podna comprender

medios de almacenamiento digital en la forma de memoria 54 digital que contiene un bucle de senal que produce

una senal dclica que barre desde una baja frecuencia (por ejemplo, 500 Hz) hasta una alta frecuencia (por ejemplo, 200 kHz) durante un penodo de unos pocos segundos, por ejemplo, 5 segundos o 10 segundos y luego se repite. Esta senal se transmite a un convertidor 56 de digital a analogico conectable por un multiplexor 58 a cualquier par de electrodos anulares - tales electrodos anulares podnan estar en el mismo cable o en diferentes cables. Las propiedades electricas resultantes del tejido entre este par de electrodos anulares son entonces analizadas y convertidas en una senal digital por el acondicionador 60 de senales y se registran los valores de las propiedades en la memoria 54 frente a la senal que los causo. Como se muestra en la figura. 3, estas senales registradas se pueden usar para producir una representacion 62, 64, 66 de la funcion de transferencia en el dominio de frecuencia del tejido en el que estan los electrodos. Cada tipo de tejido tiene una cierta funcion de transferencia en funcion de la densidad, tamano de celda, vascularidad, etc. Las propiedades electricas por ejemplo, la conductancia o impedancia o la funcion de transferencia del tejido cambiaran durante el tratamiento termico cuando cambian las propiedades ffsicas del tejido y de este modo la funcion de transferencia en el dominio de frecuencia del tejido cambiara cuando cambia el tejido. La referencia 62 muestra una representacion hipotetica en el dominio de frecuencia del tejido en un primer estado, por ejemplo, antes del tratamiento termico y la referencia 64 muestra una representacion hipotetica del mismo tejido durante una etapa en el tratamiento termico del tejido en la que la temperatura del tejido es mayor que la del tejido en el primer estado. La referencia 66 muestra una representacion hipotetica en el dominio de frecuencia del mismo tejido despues de que ha sido matado por tratamiento termico.

Un sistema digital mejorado para medir las propiedades electricas del tejido podna tener dos canales de senal. El primer canal que tiene un bucle de senal del tipo mencionado anteriormente y el segundo canal que contiene una senal de sincronizacion que se usa para sincronizar la medida y para mejorar la resolucion en el tiempo. La senal de sincronizacion puede estar organizada como un pulso de sincronizacion por barrido (en combinacion con un sistema de controlador que asegura que las siguientes muestras estan sincronizadas correctamente) o un pulso para cada punto de muestreo. La solucion es muy simple y a pesar de esto permitira medidas muy complejas. Una senal de barrido digitalizado, por ejemplo de 500 Hz o 1 kHz a 100 kHz o 2 MHz o ruido blanco o ruido rosa o similares que tiene un cierto patron se almacena en el dispositivo de memoria digital. Los datos digitales se alimentan a un

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convertidor de digital a analogico de dos canales en el que el canal 1 contiene la senal de barrido y el canal 2 contiene una senal de sincronizacion. La senal de barrido se alimenta a un amplificador, por ejemplo un amplificador de ganancia variable que puede ser controlado desde el sistema de control para ajustar la amplitud al nivel deseado. La senal del amplificador se alimenta a un dispositivo de multiplexado que permite que se alimente la senal a cualquiera de los pares de electrodos seleccionados. Un circuito amplificador mide el voltaje aplicado y la corriente y la fase resultantes. Una resistencia se conecta en serie con el camino de la senal para permitir la medida de la corriente. Un convertidor de analogico a digital y circuito de sincronizacion muestrea la senal en tiempos sincronizado por medio de la senal de sincronizacion con el patron de barrido alimentado a los electrodos. Las senales digitalizadas se almacenan en la memoria junto con la informacion de sincronizacion. La informacion almacenada se puede alimentar al sistema de control que, preferentemente, esta adaptado para realizar el procesamiento de la senal, por ejemplo, un promedio de las senales repetidas, que mejorara la calidad de la senal.

A continuacion el sfmbolo "Z" se usa para referirse a las propiedades electricas medidas del tejido a traves del cual se conduce la electricidad entre dos electrodos de deteccion. Si se toman medidas en una sola frecuencia, entonces Z podna ser la conductancia o la impedancia del tejido. Si se toman medidas a mas de una frecuencia, entonces Z sena una funcion de transferencia del tejido Es posible determinar una funcion de transferencia de varias maneras, por ejemplo, usando un numero para frecuencias (como se describe anteriormente), escaneo, ruido blanco o rosa o similares en combinacion con FT o FFT ((Transformada de Fourier)(Rapida)). En la siguiente descripcion, el dispositivo y los metodos de su uso se ilustraran por medio de ejemplos en los que se mide la conductancia del tejido, pero se entiende que la invencion es aplicable tambien a dispositivos y metodos en los que se mide la impedancia y/o una funcion de transferencia del tejido.

Normalmente, la conductancia del tejido se incrementa con el calentamiento y este aumento es substancial y completamente reversible al enfriar de nuevo a 37°C. Si el tejido se calienta solamente a aproximadamente 5-6°C por encima de su temperatura normal (en el que 37°C es la temperatura normal para el tejido humano). El calentamiento adicional, por ejemplo a 9°C por encima de la temperatura normal, provocara la muerte celular (sin provocar que las celulas revienten), que provoca algunos cambios irreversibles en la conductancia junto con algunos cambios reversibles en la conductancia - es decir, la conductancia del tejido muerto cuando se enfna de nuevo a 37°C no es la misma que su conductancia a 37°C antes de que se calento.

Por lo menos cada electrodo anular distal e intermedio 37-43 esta preferentemente provisto de su propio sensor termico tal como un termistor 55, 57, 59, 61, de modo que se puede medir la temperatura en la proximidad del electrodo anular. Tambien es concebible proporcionar otros electrodos anulares con sus propios sensores termicos. Uniendo el sensor termico a una superficie de electrodo o construyendolo dentro de la superficie del electrodo se puede determinar de forma fiable la temperatura local a la que se estan realizando medidas de conductancia. Como alternativa se puede proporcionar un sensor termico adyacente a una superficie de electrodo.

Cada termistor 55-61 esta conectado por su respectivo par de conductores electricos 63, 65, 67, 69 a un circuito 71 de control del sistema 17 de control que permite que el sistema 17 de control determine la temperatura de cada termistor 55-61. El circuito 71 de control puede, por ejemplo, comprender un circuito de puente de Wheatstone convencional de tipo bien conocido que es util para medir la temperatura cuando se usa en conexion con termistores.

Una pluralidad de superficies de electrodo sensor de profundidad, por ejemplo, en la forma de placas de electrodo, cables, proyecciones, depresiones o, como se muestra aqrn, tales como electrodos anulares 71, 73, 75 resp. 77, 79, 81 conductores se colocan en cada cable 5, 7. Los electrodos anulares estan hechos de medios conductores, tal como plata, platino, oro o similares. Preferentemente, la anchura de un electrodo anular en la direccion longitudinal de un cable puede ser de 0,1 mm a 5 mm, preferentemente de 0,5 a 2 mm, aunque son tambien concebibles dimensiones mas grandes o mas pequenas. Opcionalmente una pasta, gel, lfquido o similares conductoras se pueden proporcionar a las superficies de electrodo durante el uso para garantizar un contacto electrico fiable. Los primeros anillos sensores de profundidad 71, 77 se colocan a una distancia predeterminada de los respectivos electrodos anulares intermedios 39, 43, por ejemplo, a una distancia de entre 5-15 mm, por ejemplo, 5 mm o 10 mm o 15 mm, de los electrodos anulares intermedios 39, 43 en la direccion hacia el extremo proximo del cable. Los segundos anillos sensores de profundidad 73, 79 se colocan a una distancia mas lejos del extremo distal, por ejemplo, a una distancia de entre 5-15 mm, por ejemplo, 5 mm o 10 mm o 15 mm, de los primeros anillos sensores de profundidad 71, 77. Similarmente los terceros anillos sensores de profundidad 75, 81 y cualquier electrodo anular sensor de profundidad adicional (no mostrado) se colocan mas alla de los extremos distales y preferentemente con la misma separacion de entre 5-15 mm, por ejemplo, 5 mm o 10 mm o 15 mm, desde el electrodo anular sensor de profundidad adyacente. No se requiere que la distancia entre los anillos sea la misma sino que la distancia entre los anillos en cada cable tiene que ser conocida o estandarizada para permitir un posicionamiento preciso por triangulacion. La distancia real entre las superficies de electrodo sensor de profundidad se puede seleccionar dependiendo de la exactitud de medida de profundidad requerida. Cuanto mas cerca entre si esten las superficies, entonces mas precisas seran las medidas de profundidad.

Se puede proporcionar opcionalmente uno o mas cables con memoria 78 legible y la informacion referente a las posiciones de la superficie del electrodo sobre el cable se pueden almacenar en la memoria del cable. Preferentemente, esta informacion se introduce en la memoria por el fabricante del cable. Durante el uso de tal cable

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la unidad de control puede extraer la informacion referente a las posiciones de los electrodos del cable y usarla en calculos de triangulacion. Preferentemente, la memoria es resistente a los rayos X y la radiacion gamma para permitir la esterilizacion de los cables. Preferentemente, la memoria es una memoria de acceso aleatorio ferro- magnetica (FRAM). En el caso de que se usen cables sin informacion contenida en la memoria sobre las posiciones de los electrodos o la memoria no es accesible por la unidad de control, preferentemente se proporcionan medios para la introduccion por el usuario de dicha informacion en la unidad de control.

Cada electrodo anular 75, 81 sensor de profundidad esta conectado por un conductor (no mostrado para mayor claridad de la ilustracion) a la salida conmutable del generador 50 de corriente y las entradas conmutables del circuito 52 de medida de conductancia. Preferentemente, el circuito 52 de medida de conductancia esta dispuesto para ser capaz de medir la conductancia entre cualquier par de electrodos anulares distales, intermedios o sensores de profundidad a cualquier frecuencia deseada, por ejemplo, frecuencias entre 500 Hz y 2 MHz.

El dispositivo 1 termico esta previsto para tratar termicamente tejido, especialmente tejidos enfermos, por ejemplo, un tumor. Para hacer esto, el cable o cables que se usaran para calentar el tejido tienen que ser colocados con precision tanto con respecto al tejido enfermo, por ejemplo, las celulas de un tumor que han de ser eliminadas como, en el caso en el que se usan dos o mas cables, tambien con respecto unos de otros. En una primera ilustracion de un metodo para situar cables, se pretende que por lo menos la ventana 32, 34, y el electrodo anular distal y el electrodo anular intermedio 37, 39, 41, 43 (y sus respectivos sensores termicos 55, 57, 59, 61) de cada uno de los dos cables se va a colocar dentro de un tumor 11. En algunos casos, los cables estan previstos para ser situados de tal manera que la ventana 32, 34, y el electrodo anular distal y el electrodo anular intermedio de cada cable esten fuera de la tumor - esto se ilustra en la figura 1 por un tumor 11' mostrado en lmeas discontinuas. La posicion del tumor en relacion con otras caractensticas del cuerpo de los pacientes se supone que se conoce, por ejemplo, a partir de la obtencion de imagenes realizada con anterioridad o simultaneamente. Uno o mas cables 5, 7 estan situados en la piel del paciente inmediatamente por encima del tumor y se introducen a traves de la piel 9 y tejido 10 sano del paciente hacia el tumor. Dado que la posicion exacta y/o tamano del tumor pueden haber cambiado desde que se realizo la obtencion de imagenes y puede ser diffcil o imposible determinar los lfmites del tumor con metodos de obtencion de imagenes, es util determinar cuando las ventanas 32, 34, y si la extension del tumor lo permite, los

extremos distales 27, 35 y los electrodos anulares distal e intermedio 37, 39, 41, 43 estan dentro del tumor 11. La

posicion relativa de los electrodos anulares (y por consiguiente los cables a los que estan unidos) se puede determinar midiendo la conductancia entre pares de electrodos anulares. Normalmente, la conductividad y la funcion de transferencia del tejido tumoral son diferentes de las del tejido sano. Durante la insercion de un cable, por ejemplo, el cable 5, se monitoriza la conductancia entre los electrodos anulares distal e intermedio 35 y 37. El cable 5 esta situado por encima del tumor 11 y se inserta a traves de la piel hacia el tumor 11. El electrodo anular distal 37 entra en el cuerpo del paciente primero y a continuacion es seguido por el electrodo anular intermedio 39. No fluira corriente entre el electrodo anular distal 37 y el electrodo anular intermedio 39 hasta que el electrodo anular intermedio 39 entre en contacto con el tejido, momento en el que se medira un cierto valor de la conductancia entre los electrodos anulares 37 y 39. A continuacion, se puede monitorizar la conductancia entre el electrodo anular intermedio y el primer electrodo anular 71 sensor de profundidad. No fluira corriente entre ellos hasta que el primer electrodo anular 71 sensor de profundidad entra en contacto con la piel del paciente. A medida que el cable se

introduce mas en el paciente, el segundo, tercer y cualquier otro electrodo anular sensor de profundidad entraran en

contacto con el tejido del paciente y se puede determinar la profundidad del cable en el paciente a partir del que pares de electrodos anulares tienen una conductancia que indica que han entrado en el paciente. De este modo, si el cable esta previsto para ser insertado de modo que el extremo distal se desea que este 40 mm por debajo de la piel del paciente, y hay un electrodo anular sensor de profundidad, situado a 30 mm del extremo distal y un electrodo adicional de medida de profundidad situado a 40 mm del extremo distal, entonces, suponiendo que el cable ha sido insertado perpendicularmente a la piel del paciente, la profundidad del extremo distal sera de 40 mm por debajo de la piel del paciente cuando el electrodo adicional de medida de profundidad colocado a 40 mm del extremo distal entre en contacto con la piel y comienza a fluir corriente, preferentemente corriente alterna, entre el electrodo anular sensor de profundidad, situado 30 mm desde el extremo distal y el electrodo adicional de medida de profundidad situado a 40 mm del extremo distal.

Durante la insercion del cable, se puede monitorizar la conductancia entre algunas o todas las permutaciones de combinaciones de pares de electrodos anulares. Esto se puede usar para ver si las propiedades electricas de los tejidos a traves de los cuales esta pasando el cable son las mismas. Normalmente el tejido sano tiene una conductividad diferente a la del tejido tumoral. En esos casos, monitorizando los cambios en la conductancia a medida que el cable esta siendo insertado en el tejido, es posible determinar los cambios en la conductividad y por consiguiente detectar cuando el cable ha entrado, o esta cerca del tejido tumoral. Por ejemplo, durante la insercion del cable la conductancia medida entre el electrodo anular distal y el electrodo anular intermedio se monitoriza o analiza despues de que ambos electrodos anulares han entrado en el tejido sano. La conductancia sigue siendo substancialmente la misma hasta que el electrodo 37 distal entra en el tumor, o esta en la vecindad inmediata del tumor, momento en el que la conductividad puede cambiar. Si cambia, entonces continuara cambiando hasta que el electrodo anular 39 intermedio se aproxime mucho o entre en el tumor (suponiendo que el tumor es lo suficientemente profundo como para contener electrodos anulares tanto distal como intermedio). Con tal de que los dos electrodos anulares 37, 39 distal e intermedio permanezcan en el area del tumor el movimiento adicional del cable no debe dar como resultado ningun cambio significativo de conductancia entre los electrodos anulares 37 y 39.

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Si la conductancia cambia de forma inesperada, entonces esto podna ser una senal de que hay un problema, por ejemplo, que el electrodo anular distal ha salido del campo del tumor, o entrado en un vaso sangumeo dentro del tumor o hay un mal funcionamiento, y sena necesario tomar las medidas apropiadas, tales como la recolocacion de un cable o la substitucion de un cable.

Una vez que el cable 5 esta a la profundidad requerida dentro del tumor y si se va a usar mas de 1 cable en el tratamiento entonces se puede seguir el mismo procedimiento con el cable 7 y cualquier otro cable. Preferentemente durante la insercion del cable 7 (ayuda superior al colocar el cable) y/o una vez que el cable 7 ha entrado en el tumor (para determinar su posicion con respecto a otros cables) la distancia entre los electrodos anulares en los cables implantados se puede medir por triangulacion - es decir midiendo la conductancia o funcion de transferencia entre pares de electrodos anulares en diferentes cables y usando esto para calcular la distancia entre cada par de electrodos. Las lecturas entre pares de superficies de electrodo se pueden procesar para determinar la posicion de los cables, tanto con respecto al tumor (suponiendo que se conoce su posicion) como con respecto a cualquier otro cable. Cuando se conoce la distancia L2 entre los electrodos anulares 37, 39 y 41, 43 es posible determinar las propiedades electricas del tejido tumoral, preferentemente midiendo su conductancia por lo menos a dos frecuencias para determinar su funcion de transferencia. La distancia entre el electrodo anular 37 en el cable 5 y el electrodo anular 41 en el cable 7 se puede determinar midiendo la conductancia y/o funcion de transferencia Z (37-41) entre este par de anillos. La distancia entre el electrodo anular 39 en el conductor 5 y el electrodo anular 43 en el cable 7 se puede determinar midiendo la conductancia y/o funcion de transferencia Z (39-43) entre este par de anillos. Si Z (37-41) y Z (39-43) son las mismas, entonces el electrodo anular 37 y el electrodo anular 41 estan separados la misma distancia que el electrodo anular 39 lo esta del electrodo anular 43. Esta distancia se puede calcular dividiendo los valores de estas propiedades electricas (conductancia y/o funcion de transferencia) entre las propiedades electricas previamente determinadas por la distancia conocida entre los electrodos distal e intermedio en el mismo cable. Para determinar si los extremos 27, 335 distales de los cables 5 y 7 estan a la misma profundidad en el paciente se pueden medir las conductividades y/o funciones de transferencia entre los pares diagonalmente opuestos de los electrodos anulares, es decir, las conductividades y/o funciones de transferencia Z (37-43) y Z (39-41). Si estas son las mismos, entonces la distancia diagonal entre los electrodos anulares 37 y 43 es la misma que la distancia diagonal entre los electrodos anulares 39 y 41. Si las medidas muestran que Z (37-41) y Z (39-43) son las mismas y tambien que Z (37-43) y Z (39-41) son las mismas, entonces se puede suponer que el cable 5 y 7 son paralelos y tienen sus extremos distales a la misma profundidad. Si Z (37-41) y Z (39-43) no son las mismas y/o Z (37-43) y Z (39-41) no son las mismas, entonces es posible calcular la posicion relativa de los cables entre sf, es decir, lo separados que estan, si estan inclinados unos con respecto a otros, y si es asf, a que angulo(s). Preferentemente, tales calculos se realizan a intervalos regulares durante la insercion de los cables. Dichos intervalos son preferentemente menos de 10 segundos, mas preferentemente menos de 2 segundos y lo mas preferentemente menos de 1 segundo, permitiendo por ello la monitorizacion en tiempo real de la posicion de los electrodos de modo que al operario que implanta los cables se le puede dar informacion precisa y puntual sobre la posicion de los cables a medida que estan siendo implantados. Por supuesto no siempre se pretende que los cables deben ser paralelos o estar a la misma profundidad, ya que sus posiciones previstas son dictadas por la forma, probablemente irregular, del tumor a tratar. Usando el principio de triangulacion como se describe anteriormente, es posible verificar si los cables tienen la posicion prevista entre sf y, preferentemente, respecto al tumor.

Es concebible que las senales recogidas y los datos resultantes que incluyen, pero no estan limitadas a, las distancias y angulos calculados entre cables, fase de senal, voltaje y/o amplitudes de corriente, propiedades del tejido tales como impedancia, conductancia y efecto de la temperatura sobre el tejido se podnan presentar a un operador a traves de la interfase del operador. Si se usan varios cables y se puede seleccionar cualquier par de electrodos se pueden seleccionar un gran numero de diferentes caminos de corriente. Usando el resultado obtenido para los diferentes caminos se puede calcular una imagen tomografica bi- o tri-dimensional basada en los resultados. Ademas se pueden usar dos electrodos para alimentar corriente a traves del tejido y se pueden usar los restantes electrodos para monitorizar los voltajes resultantes. Esto se puede usar para mejorar adicionalmente la resolucion de la imagen tanto en calidad de resolucion espacial como en precision. La informacion se podna presentar en forma numerica, en forma grafica y/o en forma de mapa tomografico calculado en dos o tres dimensiones. La eleccion de presentacion puede depender del numero de caminos de corriente usados para informar al usuario acerca del estado actual del tejido y del progreso del procedimiento en curso. Usando un ordenador suficientemente rapido y software apropiado la informacion se podna presentar en tiempo real, es decir, las senales recogidas se procesan y se presenta la informacion actualizada al operador en un corto periodo de tiempo que vana de menos de un segundo a 20 segundos.

Una segunda realizacion de un dispositivo termico segun la presente invencion se muestra esquematicamente en la Fig. 2. En esta realizacion de un dispositivo segun la presente invencion la profundidad de cada cable dentro de un paciente se determina con la ayuda de electrodos moviles. Cada cable 205, 207 esta provisto de un manguito 281, 283 movil a traves del cual pasa el extremo distal del cable respectivo. Los manguitos 281,283 estan sujetos en su sitio sobre sus respectivos manguitos por medios de sujecion tales como un tornillo 285, 287 de sujecion. El extremo distal de cada manguito 281, 283 esta provisto de un electrodo 289, 291 montado en el manguito que se desea que este en contacto con la piel del paciente o el tejido que se esta tratando durante el tratamiento. Cada cable 205, 207 esta provisto de una escala 293, 295 graduada que se puede usar para obtener una lectura de la distancia a la que esta el electrodo 289, 291 montado en el manguito del centro de la ventana del cable. Antes de la insercion de cada

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cable 205, 207 dentro del paciente, se determinan las profundidades de trabajo del cable, por ejemplo, escaneando para determinar la profundidad del tejido tratado y la profundidad apropiada a la que esta colocado cada cable. La profundidad apropiada se puede determinar, por ejemplo, como la profundidad a la que debe estar el centro de la ventana de la piel del paciente o, como segundo ejemplo, como la profundidad a la que debe estar el centro de la ventana dentro de un organo, siendo medida la profundidad desde la superficie del organo.

En un ejemplo, un metodo para usar el dispositivo segun la segunda realizacion de la presente invencion cuando es conocida la profundidad a la que debe estar la ventana de la piel, cada cable 205, 207 se hace pasar a traves de un manguito 281, 283 respectivo hasta que un punto de referencia del manguito, por ejemplo, su borde superior, 297, 299 esta adyacente a la marca sobre la escala que corresponde a la profundidad de trabajo deseada. El manguito se sujeta entonces en esa posicion. Por ejemplo, si el centro de la ventana se supone que esta a 15 mm por debajo de la piel del paciente entonces el manguito se sujeta con su punto de referencia adyacente a la marca de 15 mm de la escala de modo que el electrodo montado en el manguito esta situado a 15 mm del centro de la ventana. El valor de la funcion de transferencia del tejido medida entre el electrodo montado en el manguito y un electrodo anular, por ejemplo, el electrodo anular 37 en el mismo cable sera infinito cuando no hay contacto electrico entre ellos. El cable se puede insertar en el paciente hasta que el electrodo 289 montado en el manguito entra en contacto con la piel del paciente momento en el que el cable 205 esta a la profundidad de trabajo deseada. Este momento se puede determinar a partir del cambio abrupto en la senal de la funcion de transferencia que ocurre cuando se establece el contacto electrico entre, por ejemplo, el electrodo anular 37 y el electrodo montado en el manguito. Los cables segundo y subsecuentes se pueden colocar del mismo modo. La correcta colocacion de los cables 205, 207 entre sf y/o la determinacion de sus posiciones reales se puede conseguir por triangulacion como se describe anteriormente con referencia a la primera realizacion de la invencion.

En un ejemplo, un metodo para usar el dispositivo segun la segunda realizacion de la presente invencion cuando la profundidad a la que debe estar la ventana de la superficie de un organo, por ejemplo, la superficie del fugado, es conocida, cada cable 205 ,207 se hace pasar a traves de un manguito 281, 283 respectivo hasta que un punto de referencia del manguito, por ejemplo, su borde superior 297, 299 esta adyacente a la marca sobre la escala que corresponde a la profundidad de trabajo deseada, es decir, la distancia entre la superficie del organo y la ventana. El manguito se sujeta a continuacion en esta posicion. Por ejemplo, si el centro de la ventana se supone que esta 20 mm por debajo de la superficie del organo del paciente entonces el manguito se sujeta con su punto de referencia adyacente a la marca de 20 mm de la escala de modo que el electrodo montado en el manguito esta situado a 20 mm del centro de la ventana. El valor de la funcion de transferencia del tejido medido entre el electrodo montado en el manguito y un electrodo anular, por ejemplo, el electrodo anular 37 en el mismo cable sera infinito cuando no hay contacto electrico entre ellos. El cable se puede colocar por encima del organo e insertarse dentro del paciente. Durante la insercion dentro del paciente la funcion de transferencia y/o la conductancia entre los electrodos distal e intermedio se puede medir para determinar la conductancia y/o la funcion de transferencia para los tejidos a traves de los que pasa el cable. Los valores para estos tejidos y organos se pueden comparar a continuacion con los valores obtenidos entre el electrodo intermedio y el electrodo montado en el manguito para identificar el momento en el que el electrodo montado 289 en el manguito entra en contacto con la superficie del organo a tratar - momento en el que el cable 205 esta a la profundidad de trabajo deseada. En otras palabras, este momento se puede determinar a partir del cambio abrupto de la senal de conductancia y/o funcion de transferencia que ocurre cuando se establece el contacto electrico entre el electrodo intermedio y el electrodo montado en el manguito. Los cables segundo y subsecuentes se pueden colocar del mismo modo. La colocacion correcta de los cables 205, 207 entre sf y/o la determinacion de sus posiciones reales se pueden conseguir por triangulacion como se describe anteriormente con referencia a la primera realizacion de la invencion.

En un ejemplo, un metodo para usar el dispositivo segun la segunda realizacion de la presente invencion cuando es conocida la profundidad a la que debe estar la ventana de la superficie de un organo, cada cable 205, 207 se hace pasar a traves de un manguito 281, 283 respectivo hasta que un punto de referencia del manguito, por ejemplo, su borde superior 297, 299 esta adyacente a la marca sobre la escala que corresponde a la profundidad de trabajo deseada. El manguito se sujeta a continuacion en esta posicion. Por ejemplo, si el centro de la ventana se supone que esta 10 mm por debajo de la superficie del organo, por ejemplo, el fugado, entonces el manguito se sujeta con su punto de referencia adyacente a la marca de 10 mm de la escala de modo que el electrodo montado en el manguito esta situado a 10 mm del centro de la ventana. El cable se puede insertar dentro del paciente y monitorizar la funcion de transferencia entre los electrodos anulares. Cuando los dos electrodos anulares entran en el tejido sano del organo que se esta tratando entonces se debe registrar un valor constante de la funcion de transferencia para el tejido sano entre ellos hasta que el electrodo anular distal entra en el tejido enfermo, por ejemplo, tejido tumoral, que tiene una funcion de transferencia diferente, momento en el que el valor de la funcion de transferencia medida cambiara constantemente hasta que el electrodo intermedio y el electrodo distal estan ambos en el mismo tipo de tejido enfermo. La funcion de transferencia de este tejido se puede registrar y se puede monitorizar ahora el valor de la funcion de transferencia entre el electrodo del manguito y el electrodo intermedio. Cuando el electrodo 289 montado en el manguito entra en contacto con el tejido enfermo el valor de la funcion de transferencia que se esta midiendo entre el electrodo montado en el manguito y el electrodo intermedio corresponded al del tejido enfermo y se puede inferir que el electrodo montado en el manguito acaba de entrar en el tejido enfermo y la ventana esta a la profundidad de trabajo correcta. Los cables segundo y subsecuentes se pueden colocar del mismo modo. La colocacion correcta de los cables 205, 207 entre sf y/o la determinacion de sus posiciones reales se

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pueden conseguir por triangulacion como se describe anteriormente con referencia a la primera realizacion de la invencion.

Una vez que los cables se han colocado correctamente en el tejido enfermo, se puede realizar el tratamiento del tejido.

Teoricamente, si el tejido fuera solo afectado reversiblemente por la temperatura incluso cuando se calienta a 46°C el tejido se podna calentar a 46°C y se obtendnan respuestas de temperatura similares a las mostradas en la fig. 7 (temperatura y conductancia frente al tiempo cuando se mide la conductancia a 44 kHz) y la fig. 8 (temperatura y conductancia frente al tiempo cuando se mide la conductancia a 1 MHz). Estos modelos muestran tal tejido teorico siendo calentado de alrededor de 2 minutos a alrededor de 32 minutos a una deseada temperatura de 46°C con un control de retroalimentacion ligeramente imperfecto de modo que la temperatura real oscila por encima y por debajo de la temperatura deseada. El calentamiento se termina despues de 32 minutos. Se deja enfriar el tejido y el modelo muestra que la conductancia a 37°C despues de este calentamiento prolongado es la misma que la conductancia a 37°C antes del calentamiento. Un esquema electrico equivalente que se comporta como tejido segun este modelo teorico es muy complejo dado que tiene una dependencia de la frecuencia y del coeficiente termico. De este modo consiste en condensadores, bobinas, resistencias y termistores conectados en serie y en paralelo. Sin embargo cuando se mira a una frecuencia espedfica, los componentes dependientes de la frecuencia se pueden retirar y se puede usar un circuito equivalente muy simplificado.

Este tejido que no es afectado por el calor se puede modelar como:

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imagen1

R2

La figura anterior describe la resistencia de un trozo de tejido a una cierta frecuencia y en una ventana de temperatura limitada. Tiene una resistencia de partida (principalmente R2) y una dependencia de la temperatura (resistencia variable R1) con un coeficiente de temperatura negativo (es decir, comparable al de un termistor de coeficiente de temperatura negativo (NTC). De este modo cuando se incrementa la temperatura se elevara la conductividad (es decir, la resistencia/impedancia resultante desciende).

Sin embargo en tejido real, cuando se expone al calor, por encima de una cierta temperatura ocurren cambios irreversibles de las propiedades del tejido. La conductividad se desviara de un modo que no se puede explicar en el anterior esquema simplificado. Un modelo para este tejido real es el siguiente:

imagen2

En esta figura se ha anadido RX. RX es la influencia irreversible (el “efecto del tejido”) de un tratamiento termico a una cierta temperatura durante un cierto tiempo.

Conductividad normal = Conductividad de partida + (Tcoef * elevacion de temp) + integrada (Constante del efecto del

tejido * (elevacion de Temp * tiempo))

O (a 44 KHz para tejido tumoral EMT6)

3.5 + (0.038 * (Tact - 37)) + j Tc,t * (Tact - 37) * Tslot

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Cuando Tslot es un intervalo de tiempo en el que se toma una medida.

Adaptar este modelo para que tenga las caractensticas del tejido tumoral EMT6 y representar la temperatura y

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conductancia frente al tiempo, suponiendo que tarda 30 minutes calentar a 46°C todo el tejido en el camino de conductancia que se esta midiendo y por ello ser afectado total e irreversiblemente por la elevada temperatura, dana curvas similares a las mostradas en la fig. 9 (temperatura y conductancia frente a tiempo cuando se mide la conductancia a 44 kHz) y fig. 10 y fig. 11 (temperatura y conductancia frente a tiempo cuando se mide la conductancia a 1 MHz), en las que la lmea “comportamiento normal” se refiere al tejido real y “comportamiento esperado” se refiere a tejido teorico del tipo mostrado en las figuras 7 y 8 que no sufre cambios termicos irreversibles. Estas curvas de tejido real muestran que en el tejido real la conductancia se eleva continuamente pero a tasas decrecientes antes de estabilizarse. La primera parte mas pendiente de la curva hasta alrededor de 6,5 minutos muestra el cambio reversible de conductancia provocado por calentamiento. A continuacion sigue una segunda parte menos pendiente de la curva hasta 30 minutos que representa un numero creciente de celulas en el tejido en el camino de conductancia que se esta midiendo que sufren cambios irreversibles, es decir, estan siendo matadas. La tercera parte de la curva, de 30 minutos hasta que termina el calentamiento a alrededor de 33 minutos, tiene una pendiente media que es horizontal, y esto indica que todas las celulas en el tejido en el camino de conductancia que se estan midiendo han sufrido cambios irreversibles, es decir, estan muertas. En esta parte de la curva, el calentamiento continuado con control de retroalimentacion no provocara ningun cambio adicional en el tejido en el camino de conductancia que se esta midiendo, y la diferencia de conductancia relativa entre la conductancia medida y la conductancia esperada (esto es, la conductancia que se esperana si el tejido no sufriera efectos termicos irreversibles) esta en un maximo. En este momento el tratamiento adicional no tendra ningun efecto beneficioso en el area local ya que el tejido en esa region ya ha sido matado.

Una primera realizacion de un dispositivo segun la presente invencion para el tratamiento termico de tejido comprende medios de software y hardware, por ejemplo, un ordenador, para ejecutar el software para medir automaticamente la propiedad electrica de tejido dentro del que se han colocados cables conectados con el dispositivo.

El software realiza las siguientes etapas:

activar las fuentes de energfa 13, 15 para proporcionar energfa a los elementos 32, 34 de calentamiento del tejido. Esto provoca que el tejido en la region cerca de los elementos de calentamiento se caliente;

monitorizar la temperatura medida por los sensores 55, 57, 59, 61 termicos y controlar el calor proporcionado a los elementos 32, 34 de calentamiento del tejido de modo que se detecta una temperatura deseada predeterminada y se mantiene en dichos sensores 55, 57, 59, 61 termicos. Preferentemente hay un sistema de retroalimentacion que previene grandes vaivenes en la temperatura medida por los sensores termicos;

medir, almacenar y procesar el valor de una propiedad electrica entre pares de electrodos para determinar cambios en la propiedad electrica medida, en la que dichos electrodos estan colocados en diferentes cables. Esto permite medir el cambio de propiedad electrica en el camino electrico entre los cables;

desactivar dichas fuentes de energfa cuando, despues de haber comenzado a cambiar, dicho valor de una propiedad electrica deja de cambiar durante un predeterminado periodo de tiempo, por ejemplo, una vez que la propiedad ha permanecido substancialmente igual durante 1 minuto o 2 minutos. La propiedad electrica debe cambiar continuamente a medida que el calor se extiende y se incrementa la region de tejido calentado y se mata cada vez mas tejido en la region del camino electrico. Una vez que no se pueden detectar cambios adicionales en la propiedad electrica no hay necesidad de prolongar el calentamiento ya que la ausencia de cambio indica que se ha conseguido el maximo efecto posible por calentamiento en la region entre los cables, se puede terminar el calentamiento y, opcionalmente, se hace una senal para significar que ha terminado el tratamiento. Esta senal puede alertar a un operador de que ha acabado el tratamiento y se pueden retirar los cables del paciente.

En una segunda realizacion de un ejemplo, un metodo para determinar las propiedades de un tejido segun la presente invencion, una vez que los cables se han colocado correctamente en el tejido enfermo, se pueden medir los coeficientes de conductancia termica (Tcoef) del tejido. Los coeficientes de conductancia termica se definen por la formula Tcoef = AZf/At, en la que t es la temperatura del tejido en grados centfgrados, y Zf es la conductancia medida a la frecuencia f.

Primero, el coeficiente de conductancia termica reversible (rTcoef) del tejido se determina aplicando calor durante un corto periodo de tiempo, que es suficientemente corto tal que el tejido no se calienta a temperatura en la que tienen lugar en el tejido efectos irreversibles. Naturalmente la duracion del periodo de tiempo que se puede aplicar el calor depende entre otros, de la energfa suministrada por los medios de calentamiento, la distancia entre cables y las propiedades termicas del tejido que se esta calentando. Preferentemente esta fase de calentamiento se controla y monitoriza por medio de apropiado software de control, registro y proceso en los medios de control dispuestos de modo que el calentamiento se termina si los sensores termicos adyacentes a los medios de calentamiento en el tejido registran una temperatura por encima de un valor maximo predeterminado, por ejemplo 4°C o 5°C por encima de la temperatura del tejido normal. Este valor maximo predeterminado se escoge que sea suficientemente bajo para que no haya riesgo de que ocurran efectos irreversibles en el tejido. A continuacion se supone que los efectos irreversibles tienen lugar por encima de 43°C y que esas celulas del tejido comenzaran a sufrir muerte celular cuando se exponen a una dosis termica mortal que es mayor de un cierto valor. Por ejemplo para celulas tumorales

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esta dosis termica mortal se supone que corresponde a estar expuestas a una temperatura de 46°C durante 30 minutos. Las temperaturas entre 43°C y 46°C requerinan por lo tanto tiempos de exposicion que son mayores de 30 minutos y temperaturas por encima de 46°C requerinan tiempos de exposicion de menos de 30 minutos para iniciar la muerte celular. Usando sensores termicos que estan colocados adyacentes al elemento de calentamiento, y que por consiguiente deben sufrir la mas alta elevacion de temperatura es posible asegurar que ningun tejido se calienta por encima del valor maximo predeterminado. Tener los sensores termicos unidos a las superficies de electrodo usadas para medir la propiedad electrica del tejido asegura que se conoce la temperatura exacta de la superficie del electrodo. Durante esta fase de calentamiento se monitorizan la temperatura y conductancia en el campo cercano (es decir, entre las superficies de electrodo y sus termistores asociados que estan situados en el mismo cable. Se apaga el calentamiento y la temperatura y conductancia se dejan retornar al valor inicial mientras se monitorizan. Preferentemente esto se repite para asegurar que no tienen lugar en el tejido cambios irreversibles. Dado que el calentamiento es relativamente corto no se debe producir ningun efecto permanente en el tejido. El coeficiente de conductancia termica del tejido no danado (o reversible) se puede calcular por software en dicha unidad de control basado en los cambios de conductancia y temperatura. Por ejemplo, usando los datos experimentales mencionados anteriormente para el tumor EMT6 in vivo, el software podna determinar que la conductividad a 44 kHz y 37°C es 3,5 mS, con un coeficiente termico de 0,038 mS/°C, y la conductividad a 1 MHz a 37°C es 5,152 mS con un coeficiente termico de 0,081 mS/°C.

Se realiza una segunda etapa en la que el calentamiento se pretende que produzca efectos irreversibles en el campo cercano, a saber la muerte del tejido enfermo, por calentamiento controlado. El software de control, registro y proceso provoca que se aplique calor al tejido a una temperatura preestablecida por encima de 42,5°C que es preferentemente por debajo de 48°C, adicional y preferentemente por debajo de 47°C y lo mas preferido a 46°C. La temperatura preestablecida se escoge de modo que dara como resultado la muerte celular despues de un periodo de tiempo pero no provocara que se coagulen los antfgenos tumorales. Esta temperatura preestablecida se selecciona para evitar la instantanea necrosacion, carbonizacion, coagulacion o ablacion de tejido y de este modo la destruccion de los antfgenos tumorales.

Durante este calentamiento se monitorizan la conductancia y la temperatura del tejido del campo cercano, por ejemplo a intervalos de 10 segundos. Se continua el calentamiento hasta que no ocurren cambios adicionales de conductividad en los caminos del campo cercano, es decir, el gradiente medio de conductancia frente al tiempo es cero. Cuando el gradiente de conductancia es substancialmente cero, es decir, el valor de la conductancia ha llegado a un valor substancialmente constante, entonces el cambio del tejido es permanente y el calentamiento continuado no tendra ningun efecto adicional sobre el tejido en el camino que se esta midiendo. Se puede determinar entonces el efecto termico irreversible sobre la conductancia del tejido (el “efecto del tejido”).

Cuando es tiempo de tratar el tejido enfermo, el dispositivo se puede programar para medir la conductancia del campo lejano, es decir, la conductancia entre cables adyacentes, tanto entre superficies de electrodo a la misma profundidad en el tejido, es decir, en lmea recta a traves del tejido, como entre superficies de electrodo a diferentes profundidades en el tejido, es decir, diagonalmente, mientras se esta calentando el tejido.

Cuando proporcionalmente se ha medido el mismo efecto irreversible en el tejido en todos estos caminos de conductancia de campo lejano (es decir, el cambio de conductancia que es proporcional a la longitud de cada camino electrico medido) entonces esto quiere decir que el tejido en todos los caminos de conductancia entre los cables se ha calentado a la temperatura en la que debe haber ocurrido la muerte celular. Esto quiere decir que el tratamiento termico es completo y se puede terminar. Preferentemente esto se senala a un operador por medio de una senal visual o audible tal como, pero no limitada a, un mensaje de pantalla, una lampara senalizadora, un timbre, una campana o similares.

Aunque la invencion se ha ilustrado por medio de dispositivos y metodos en los que se mide la conductancia o una funcion de transferencia y se analizan las medidas resultantes, tambien es concebible modificar los dispositivos y metodos segun la presente invencion para usar medidas relacionadas con la impedancia y/o capacitancia en su lugar.

Aunque la invencion se ha ilustrado con ejemplos en los que un elemento (por ejemplo, una ventana transparente de luz laser) de calentamiento en un cable se desea que este colocado a una profundidad dentro de un tejido, por ejemplo, un tumor, que se esta tratando, es tambien concebible modificar los dispositivos y metodos segun la presente invencion de modo que el elemento de calentamiento este colocado en o cerca del lfmite del tumor - por ejemplo, cerca pero fuera del tumor.

Aunque la presente invencion se ha ilustrado con ejemplos de metodos y dispositivos en los que dos o mas cables se implantan en un paciente, es concebible en una realizacion adicional de la presente invencion que los metodos y dispositivos se pueden adaptar para su uso con un solo cable.

Aunque la presente invencion se ha ilustrado con ejemplos de metodos y dispositivos en los que un cable comprende dos o mas superficies de electrodo y dos o mas sensores termicos, es concebible en una realizacion adicional de la presente invencion usar un cable que comprende solo una superficie de electrodo y/o solo un sensor termico.

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Es concebible en una realizacion adicional de la presente invencion proporcionar una unidad base con una pluralidad de cables, uno de los cuales solo esta provisto de un electrodo movil. En este caso este cable se coloca preferentemente primero y se usa a continuacion como cable de referencia frente al que se puede determinar la posicion de los cables implantados adicionalmente.

Aunque la invencion se ha ilustrado con laseres como fuentes de energfa, es posible utilizar cualquier otra fuente de energfa adecuada, tal como transductores de ultrasonidos, calentadores resistivos, fuentes de microondas, metales de Curie autorreguladores, resistencias de coeficiente de temperature positivo autorreguladoras, elementos calentadores, lfquidos calientes, etc.

Aunque la invencion se ha ilustrado por medio de ejemplos y realizaciones en las que se colocan sensores termicos en superficies de electrodo, tambien en concebible colocarlos dentro de dichas superficies o a una corta distancia de ellas. Sin embargo la ventaja de que las medidas de conductancia y/o de funciones de transferencia se pueden correlacionar con precision con la temperatura del tejido que rodea los electrodos disminuira a medida que la distancia entre los sensores termicos y los electrodos se incrementa. Adicionalmente, es concebible usar una pluralidad de sensores termicos longitudinalmente separados para determinar el gradiente de temperatura a lo largo de un cable.

Los dispositivos segun la presente invencion son apropiados para uso en sistemas automatizados para la colocacion de cables implantables en un paciente y/o para el tratamiento automatizado de tejido. En tales sistemas esta previsto un brazo robotico o similares para insertar los cables y requiere informacion de la posicion real de los cables a medida que se estan insertando. La posicion real de los cables entre si y/o con relacion a un punto de referencia en el sistema de colocacion y/o el paciente durante y despues de la insercion se puede determinar por medio de la presente invencion.

El tratamiento termico del tejido puede tener lugar a continuacion.

En un uso concebible de la presente invencion para implantar cables en un paciente, la posicion de por lo menos un cable se monitoriza por medio de ultrasonidos o de algun otro sistema de obtencion de imagenes durante la implantacion para confirmar que el cable ciertamente esta siendo implantado correctamente.

En todas las realizaciones de la presente invencion, los cables pueden estar provistos de un tubo hueco u otro medio de distribucion que conduce a que los electrodos y/o sensores termicos permitan la adicion de un fluido conductor a dichos electrodos y/o sensores termicos para asegurar buena conexion electrica y/o termica con el tejido circundante. Tales medios de distribucion se pueden usar durante el tratamiento termico para anadir fluido conductor para asegurar que los cambios en la geometna del tejido provocados por el calentamiento, por ejemplo, contraccion del tejido, no influyan en las medidas tomadas usando esos electrodos y/o sensores termicos.

Las construcciones y metodos anteriormente descritos son con propositos ilustrativos solo y no se desea que limiten el alcance de las siguientes reivindicaciones.

Claims (8)

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   REIVINDICACIONES

   1. Dispositivo para el tratamiento termico del tejido que comprende una pluralidad de superficies de electrodo implantables (37-43, 71-81), al menos un sensor termico (55-61) para medir temperatures en o cerca de al menos una de dichas superficies de electrodo (37-43, 71-81), al menos un elemento de calentamiento del tejido (32, 34) para calentar el tejido, un generador de corriente (50, 53), medios de medicion para medir el valor de una propiedad electrica (52) entre pares seleccionables de dichas superficies de electrodos (37-43, 71-81), y un sistema de control (17) para controlar dichos elementos de calentamiento del tejido, generador de corriente y dispositivo de medicion, caracterizado por que

   una fuente laser (13, 15) para proporcionar energfa a dicho elemento de calentamiento del tejido (32, 34); y dicho dispositivo comprende memoria (54) para almacenar valores medidos de dichas propiedades electricas medidas durante un penodo de tiempo y software para procesar los valores medidos almacenados para determinar un valor calculado de la propiedad electrica entre al menos un par seleccionable de electrodos y para desactivar dichos elementos de calentamiento del tejido cuando dicho valor calculado de la propiedad electrica deja de cambiar durante un predeterminado periodo de tiempo.
2. 2. Dispositivo segun la reivindicacion 1, caracterizado por que dichos medios de control estan provistos de un software de procesamiento para registrar la temperatura y para procesar los valores de temperatura medidos y los valores medidos almacenados de dicha propiedad electrica con el fin de calcular el coeficiente de temperatura reversible de dicha propiedad del tejido.
3. 3. Dispositivo segun la reivindicacion 1 o la reivindicacion 2 caracterizado por que dichos medios de control estan provistos de un software de procesamiento para registrar la temperatura y para procesar los valores de temperatura medidos y los valores medidos almacenados de dicha propiedad electrica con el fin de calcular el efecto de la temperatura irreversible de dicha propiedad del tejido.
4. 4. Dispositivo segun la reivindicacion 1, caracterizado por que comprende unos medios de visualizacion (21) para mostrar informacion relativa a dicha propiedad electrica medida y/o coeficientes calculados y/o efectos de la temperatura calculados.
5. 5. Dispositivo segun la reivindicacion 3, caracterizado por que la conductancia se mide en una pluralidad de diferentes frecuencias de corriente.
6. 6. Dispositivo segun la reivindicacion 1, caracterizado por que la informacion actualizada sobre dicha propiedad electrica medida se muestra a un operador al menos una vez por segundo.
7. 7. Dispositivo segun la reivindicacion 1, caracterizado por que comprende al menos un cable que tiene una superficie de electrodo distal (37, 41), al menos una superficie de electrodo intermedia (41, 43) y uno de dichos elementos de calentamiento del tejido (32, 34) situado entre dichas superficies de electrodo distal (37, 41) e intermedia (41, 43).
8. 8. Dispositivo segun la reivindicacion 7, caracterizado por que un cable comprende al menos dos sensores termicos (55-61).