ES2245687T3 - Procedimiento y aparato destinado para el calentamiento por microondas de lesiones mamarias. - Google Patents

Procedimiento y aparato destinado para el calentamiento por microondas de lesiones mamarias.

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ES2245687T3 ES01924962T ES01924962T ES2245687T3 ES 2245687 T3 ES2245687 T3 ES 2245687T3 ES 01924962 T ES01924962 T ES 01924962T ES 01924962 T ES01924962 T ES 01924962T ES 2245687 T3 ES2245687 T3 ES 2245687T3
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Abstract

Un aparato de hipertermia de red en fase de microondas adaptativa para irradiar selectivamente tejido mamario con energía de microondas enfocada, incluyendo dicho aparato: al menos un primer y un segundo aplicador de guía de ondas de fase coherente (100) controlado por un algoritmo de red en fase adaptativa, al menos una sonda de realimentación de campo E (175) para enfocar la radiación de microondas, al menos un sensor de realimentación de temperatura (410) para supervisar una temperatura de la superficie de la piel para regular el nivel de potencia de microondas para calentar el tejido a una temperatura deseada, medios de control para regular la potencia de microondas a administrar al tejido mamario en base a la temperatura supervisada caracterizado porque dichos medios de control (250) son para verificar la dosis de energía de microondas suministrada a la mama y terminar el tratamiento cuando se ha suministrado una dosis total predeterminada de energía de microondas.

Description

Procedimiento y aparato destinado para el calentamiento por microondas de lesiones mamarias.
Antecedentes de la invención
La presente invención se refiere en general a un aparato para un método mínimamente invasivo de administrar energía enfocada tal como hipertermia de red en fase de microondas adaptativa para tratar carcinomas ductales y glandulares e hiperplasia intraductal así como lesiones benignas tales como fibroadenomas y quistes en tejido mamario comprimido. Además, el aparato según la invención se puede usar para tratar tejido sano conteniendo células microscópicas patológicamente alteradas no detectadas de alto contenido de agua para evitar la aparición o la recurrencia de lesiones cancerosas, precancerosas o benignas de la mama.
Para tratar cáncer de mama primario con hipertermia hay que calentar grandes volúmenes de tejido tal como un cuadrante o más de la mama. Es sabido que aproximadamente 90% de todos los cánceres de mama se originan dentro de los tejidos ductales lactíferos (conductos galactóforos), originándose gran parte de los cánceres restantes en los lóbulos de tejido glandular (bolsas de leche) (Harris y colaboradores, The New England Journal of Medicine, Vol. 327, páginas 390-398, 1992). Los carcinomas de mama implican frecuentemente grandes regiones de la mama para que los tratamientos conservadores siguientes tengan un riesgo considerable de fallo local. Schnitt y colaboradores, Cancer, Vol. 74 (6) páginas 1746-1751, 1994. Con cáncer de mama de primera etapa, denominados cánceres T1 (0-2 cm), T2 (2-5 cm), toda la mama está en peligro y frecuentemente se trata con cirugía de conservación de la mama combinada con irradiación de toda la mama para destruir cualquier célula cancerosa microscópica posible (no visible al ojo humano sin la ayuda de un microscopio o mamografía) en el tejido mamario (Winchester y colaboradores, CA-A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 42, número 3, páginas 134-162, 1992). El tratamiento exitoso de carcinomas ductales invasivos con un componente intraductal extensivo (EIC) donde los carcinomas se han extendido por todos los conductos, es especialmente difícil, puesto que se debe tratar grandes porciones de la mama. En los Estados Unidos se realizan anualmente más de 800.000 biopsias de mama con aguja de lesiones sospechosas detectándose aproximadamente 180.000 casos de cáncer, no siendo el resto malignos tales como fibroadenomas y quistes.
El uso de calor para tratar carcinomas de mama puede ser efectivo de varias formas, y en la mayoría de los casos el tratamiento térmico debe ser capaz de alcanzar, simultáneamente, zonas ampliamente separadas dentro de la mama. Calentar grandes volúmenes de la mama puede destruir muchas o todas las células de carcinoma microscópicas en la mama, y reducir o evitar la recurrencia de cáncer: se utiliza el mismo método en terapia radiactiva donde toda la mama se irradia con rayos X para matar todas las células cancerosas microscópicas. Calentar el tumor y matar un gran porcentaje o todas las células tumorales antes de la lumpectomía puede reducir la posibilidad de sembrar inadvertidamente células cancerosas viables durante el procedimiento de lumpectomía, reduciendo así las recurrencias locales de la mama. A veces, la mama afectada contiene dos o más masas tumorales distribuidas dentro de la mama, denominadas cáncer multifocal, y de nuevo el campo de calentamiento debe alcanzar regiones ampliamente separadas de la mama. Los carcinomas de mama localmente avanzados (denominados T3) (Smart y colaboradores, A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 47, páginas 134-139.1997) pueden tener un tamaño de 5 cm o más y con frecuencia son tratados con mastectomía. El tratamiento de hipertermia preoperatorio de cáncer de mama localmente avanzado puede contraer el tumor lo suficiente para poder realizar un procedimiento quirúrgico de lumpectomía, similar a la forma en que actualmente se utiliza la quimioterapia preoperatoria. El tratamiento hipertermia preoperatorio de cáncer de mama localmente avanzado puede destruir el tumor completamente, eliminando la necesidad de cirugía.
Es sabido que la energía de microondas puede calentar preferentemente tejidos de alto contenido de agua tales como tumores y quistes de la mama, en comparación con el calentamiento que se produce en tejido de bajo contenido de agua tal como tejido mamario graso. Muchos estudios clínicos han establecido que la hipertermia (temperatura elevada) inducida por absorción de energía electromagnética en la banda de microondas, mejora considerablemente el efecto de la terapia radiactiva en el tratamiento de tumores malignos en el cuerpo humano (Valdagni, y colaboradores, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 28, páginas 163-169, 1993; Overgaard y colaboradores, International Journal of Hyperthermia, Vol. 12, número 1, páginas 3-20, 1996; Vernon y colaboradores, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 35, páginas 731-744, 1996; van der Zee y otros, Proceedings of the 7th International Congress on Hyperthermic Oncology, Roma, Italia, 9-13 abril, Vol. II, páginas 215-217, 1996). Las células radiorresistentes tales como las células de fase S pueden ser matadas directamente por temperatura elevada (Hall, Radiobiology for the Radiologist, 4ª edición, JB Lippincott Company, Philadelphia, páginas 262-263, 1994; Perez y Brady, Principles and Practice of Radiation Oncology, Segunda edición, JB Lippincott Company, Philadelphia, páginas 396-397, 1994). Los tratamientos de hipertermia con dispositivos de radiación de microondas se administran generalmente en varias sesiones de tratamiento, en las que el tumor maligno se calienta a aproximadamente 43ºC durante aproximadamente 60 minutos. Es sabido que la cantidad de tiempo para matar células tumorales disminuye en un factor de dos por cada grado de aumento de temperatura por encima de aproximadamente 43ºC (Sapareto y colaboradores, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, páginas 787-800, 1984). Así, un tratamiento de 60 minutos a 43ºC se puede reducir a solamente aproximadamente 15 minutos a 45ºC, lo que se denomina frecuentemente una dosis equivalente (minutos equivalentes t_{43^{o}C}). Durante tratamientos con aplicadores de microondas no invasivos, se ha demostrado difícil calentar adecuadamente tumores semiprofundos evitando al mismo tiempo el dolor o daño de tejidos sanos superficiales circundantes debido a puntos calientes no deseados. La tasa de absorción específica (SAR) en tejido es un parámetro común usado para caracterizar el calentamiento de tejido. La SAR es proporcional al aumento de temperatura en un intervalo de tiempo dado por el calor específico del tejido y para energía de microondas la SAR también es proporcional al campo eléctrico por la conductividad eléctrica del tejido al cuadrado. Las unidades de SAR absoluta son vatios por kilogramo.
Los sistemas de tratamiento por hipertermia de red en fase no adaptativa o de red incoherente se restringen típicamente en su uso a calentar tejido profundo, porque tienden a calentar excesivamente los tejidos superficiales intervinientes, que pueden producir dolor y/o quemaduras. El primer informe publicado que describe una red en fase no adaptativa para hipertermia de tejidos profundos era un estudio teórico (von Hippel, y colaboradores, Massachusetts Institute of Technology, Laboratory for Insulation Research, Technical Report 13, AD-769 843, páginas 16-19, 1973). La Patente de Estados Unidos número 3.895.639 de Rodler describe circuitos de hipertermia de red en fase no adaptativa de dos canales y de cuatro canales. Recientes desarrollos en sistemas de hipertermia se dirigen efectivamente a la administración de calor a tejido profundo usando tecnología de red en adaptativa desarrollada originalmente para sistemas radáricos de microondas (Skolnik, Introduction to Radar Systems, Segunda edición, Mcgraw-Hill Book Company, 1980 páginas 332-333; Compton, Adaptive Antennas, Concepts and Performance, Prentice Hall, New Jersey, p. 1, 1988; Fenn, IEEE Transactions on Antennas and Propagation, Vol. 38, número 2, páginas 173-185, 1990; Patentes de Estados Unidos números 5.251.645, 5.441.532, 5.540.737, 5.810.888).
Bassen y colaboradores, Radio Science, Vol. 12, número 6(5), Nov-Dic 1977, páginas 15-25, muestra que se puede usar una sonda de campo eléctrico para medir la configuración de campo eléctrico en tejido, y en particular, muestra varios ejemplos en los que el campo eléctrico medido tiene un pico focal en el tejido central. Este documento también describe un concepto para mediciones en tiempo real del campo eléctrico en especímenes vivos. Sin embargo, Bassen y colaboradores no desarrollaron el concepto de medir un campo eléctrico usando tiempo real con una sonda eléctrica para enfocar adaptativamente una red en fase.
Un sistema de hipertermia de red en fase adaptativa usa mediciones de realimentación de campo E para enfocar su energía de microondas en tejido profundo anulando simultáneamente toda energía que pudiese sobrecalentar el tejido sano corporal circundante. Estudios preclínicos indican que las redes en fase de microondas adaptativas tienen el potencial de suministrar calor profundo protegiendo al mismo tiempo los tejidos superficiales contra las temperaturas excesivas en el torso profundo (Fenn, y colaboradores, International Journal of Hipertermia, Vol. 10, número 2, Marzo-abril, páginas 189-208, 1994; Fenn y colaboradores, The Journal of Oncology Management, Vol. 7, número 2, páginas 22-29, 1998) y en mama (Fenn, Proceedings of the Surgical Applications of Energy Sources Conference, 1996; Fenn y colaboradores, International Journal of Hyperthermia, Vol. 15, número 1, páginas 45-61.1999; Gavrilov y colaboradores, International Journal of Hyperthermia, Vol. 15, número 6, páginas 495-507, 1999).
El aspecto más difícil de implementar hipertermia en tejidos mamarios profundos, con energía de microondas, es producir calentamiento suficiente para una profundidad predeterminada a la vez que se protege la piel contra las quemaduras. Se puede usar redes en fase de microondas adaptativa de aplicaciones múltiples no invasivos con sondas de campo eléctrico invasivas y no invasivas para producir un haz adaptativamente enfocado en la posición del tumor con radiaciones adaptativas nulas formadas en tejidos sanos como se describe en las Patentes de Estados Unidos números 5.251.645, 5.441.532, 5.540.737 y 5.810.888. Idealmente, se concentra un haz enfocado de radiación de microondas en el tumor suministrando mínima energía a tejido sano circundante. Para controlar la potencia de microondas durante el tratamiento, se introduce en el tumor una sonda de realimentación de detección de temperatura (Samaras y colaboradores, Proceedings of the 2nd International Symposium, Essen, Alemania, Junio 2-4, 1977, Urban & Schwarzenberg, Baltimore, 1978, páginas 131-133); sin embargo, con frecuencia es difícil colocar con precisión la sonda en el tumor. Se produce una dificultad adicional al administrar hipertermia a carcinoma extendido por todos los tejidos ductales o glandulares de la mama, a causa de una falta de una posición deseada bien definida para la sonda de realimentación de detección de temperatura. En otras situaciones, es deseable evitar simplemente la introducción de sondas (temperatura o campo E) en el tejido mamario para reducir el riesgo de infección o difundir las células cancerosas cuando la sonda pasa por la región del tumor o cuando es indeseable que la sonda penetre en la lesión tal como un quiste.
La norma de atención médica para tratar quistes benignos detectados varía de no hacer nada a drenar los quistes. La postura médicamente aceptada de no tratar los quistes existe porque el único método conocido de extraer quistes implica cirugía invasiva. La alternativa a cortar quirúrgicamente y extraer un quiste es drenar el quiste. El drenaje del quiste se logra perforando el quiste y sacando el líquido del interior del quiste. Aunque este método puede mitigar temporalmente el dolor asociado con el quiste, el quiste puede crecer de nuevo si el procedimiento de drenaje no quitó todo el quiste. Por lo tanto, se necesita una extracción no invasiva de estos quistes benignos.
Resumen de la invención
Los problemas anteriores se resuelven con un aparato según la reivindicación independiente. Para calentar estados cancerosos o benignos de la mama con un aparato según la invención, hay que efectuar los pasos de introducir un sensor de sonda de campo E en la mama, supervisar las temperaturas de la superficie de la piel, orientar dos aplicadores de microondas en lados opuestos de la mama, poner la potencia inicial de microondas y fase suministrada a cada aplicador de microondas para enfocar el campo al sensor de campo E introducido, regular la potencia de microondas a administrar a la mama en base a las temperaturas supervisadas de la piel, y comprobar la dosis de energía de microondas suministrada a la mama tratada y terminar el tratamiento cuando se ha suministrado una dosis total deseada de energía de microondas con los aplicadores de microondas.
Además, el tratamiento anterior tiene aplicación en situaciones tales como cuando no hay una posición bien definida donde colocar el sensor de realimentación de temperatura, o cuando es deseable evitar la introducción de una sonda de temperatura en el tejido mamario. Solamente se requiere un único sensor de campo E mínimamente invasivo en el aparato preferido según la invención. Así, en el caso de cáncer de mama avanzado (por ejemplo, un tumor de 5-8 cm), es posible destruir una porción considerable de las células cancerosas de la mama y contraer el tumor o lesión (es decir, reducción térmica del tamaño, por ejemplo, a 2-3 cm) sustituyendo por ello una mastectomía quirúrgica por una lumpectomía quirúrgica. En la alternativa, se puede destruir toda la lesión de cáncer de mama avanzado (es decir, una mastectomía térmica) y puede no ser necesaria cirugía. En cáncer de mama de primera etapa o para pequeñas lesiones de mama, el aparato novedoso puede destruir con calor todas las células cancerosas de la mama o lesiones benignas (es decir, una lumpectomía térmica) evitando por ello una lumpectomía quirúrgica. Además, el aparato se puede usar para mejorar la terapia radiactiva o para administración dirigida de medicamentos con liposomas termosensibles como se describe en la Patente de Estados Unidos número 5.810.888 y/o administración de terapia génica dirigida.
La utilización del aparato según la invención destruye las células cancerosas preservando al mismo tiempo el tejido normal glandular, ductal, conectivo y graso de la mama. Así, una lumpectomía térmica usando el aparato según la invención evita el daño de dicho tejido sano y es una técnica de conservación mamaria.
La superficie de la piel de la mama se puede medir uniendo sensores de sonda de temperatura a la superficie de la piel de la mama. Alternativamente, la temperatura de la superficie de la piel (así como el tejido mamario interno) se puede verificar por otros medios externos, incluyendo infrarrojos, láser ultrasonido, tomografía de impedancia eléctrica, formación de imágenes por resonancia magnética, y técnicas de radiometría como es conocido en la técnica.
Alternativamente, se podría introducir una sonda de temperatura a una profundidad apropiada en el tejido mamario para supervisar su temperatura. Como se explica a continuación, la introducción de una sonda de temperatura no es una realización preferida.
El aparato según la invención se puede usar con o sin compresión de la mama. En un método preferido, la mama de la paciente se comprimiría entre 3 y 8 cm con placas de compresión. Los aplicadores de microondas se orientarían en lados exteriores de las placas de compresión (es decir, los lados de las placas de compresión lejos de la mama).
Como se describe más adelante, recientes datos clínicos medidos para tejido mamario vivo comprimido corroboran la característica novedosa del solicitante de verificar la dosis de energía de microondas suministrada a la mama tratada y terminar el tratamiento en base a la dosis total de energía de microondas que se ha recibido. Es decir, las mediciones convencionales de realimentación de temperatura de la dosis térmica del tumor se pueden sustituir por la energía de microondas total suministrada a los aplicadores de microondas de red en fase. Por consiguiente, con la presente invención, en lugar de mediciones de realimentación de temperatura que requieren la introducción de una sonda de realimentación de temperatura en la mama y sus problemas inherentes, la dosis de energía de microondas se usa como realimentación para determinar la duración requerida del tratamiento. En esta solicitud el término "dosis de energía de microondas" (en Joules o vatios-segundo) es similar a la dosis utilizada en terapia radiactiva, a saber la dosis de radiación absorbida (Rad) que es una unidad de dosis absorbida de radiación definida como deposición de 100 ergs de energía por gramo de tejido.
Así, el método de la invención de calentar selectivamente estados cancerosos de la mama evita el riesgo de extender células cancerosas puesto que la sonda de temperatura no se introduce en la zona tratada (lecho de tumor) de la mama. La eliminación de una sonda de temperatura introducida reduce el riesgo de infección a un paciente como resultado de la sonda introducida. Igualmente, el campo de microondas aplicado a un tumor no estaría sometido a dispersión u otra perturbación producida por una sonda de temperatura, especialmente una sonda metálica. Además, se ahorra el tiempo y los costos asociados con la introducción de la sonda de temperatura.
El aparato novedoso también se puede usar para tratar tejido sano mamario o células precancerosas o prebenignas microscópicas no detectadas de alto contenido de agua en tejido mamario aparentemente sano para evitar la aparición o recurrencia de estados cancerosos de la mama. Los estados cancerosos que se puede evitar incluyen carcinoma ductal y lobular invasivo y estados precancerosos de la mama incluyendo carcinoma ductal in situ, carcinoma lobular in situ, e hiperplasia intraductal y lesiones benignas (tal como quistes y fibroadenomas). Así, el aparato según la invención sería capaz de destruir células precancerosas o prebenignas microscópicas antes de que sean detectadas. Éste sería un tratamiento precoz que podría evitar el cáncer antes de detectarse. En el caso de tejido sano, el tejido mamario sería irradiado con energía de microondas enfocada a células microscópicas de alto contenido de agua que es sabido que forman lesiones.
En un método preferido, la paciente está tumbada con la mama colgando a través de un agujero en la plataforma de tratamiento y la mama tratada se comprime con placas de compresión de plástico planas que inmovilizan el tejido mamario, reducen el flujo sanguíneo, y reducen la profundidad de penetración requerida para la radiación de microondas. Las placas de compresión de mama se hacen de un material plástico transparente a las microondas, y tienen uno o varios agujeros para permitir la formación de imágenes de tejidos mamarios y la colocación de una sonda de realimentación de campo E mínimamente invasiva a la profundidad focal deseada. La colocación de una sonda de realimentación de campo E se puede lograr con un transductor de ultrasonido u otro tipo de guía de imagen.
Se colocan dos aplicadores de guía de ondas de microondas refrigerados por aire (tal como describen Cheung y colaboradores, Radio Science, Vol. 12, número 6(S), Nov-Dic 1977, páginas 81-85) en lados opuestos de las placas de compresión. Se puede lograr una red en fase con un número múltiple de aplicadores mayor o igual a dos. En una realización preferida, se suministra potencia de microondas coherente a 915 MHz a los dos aplicadores de guía de ondas, a un nivel de potencia predeterminado, mientras que los desfasadores en cada canal se regulan para maximizar y enfocar la energía de microondas en el sensor de sonda de campo E. Se puede regular el flujo de aire de ventiladores individuales que rodean la mama o de ventiladores montados en las guías de ondas del aplicador. El flujo de aire que enfría los aplicadores de guía de ondas pasaría por los aplicadores. El aire para enfriar los aplicadores de guía de ondas puede ser refrigerado, acondicionado o estar a temperatura ambiente. Los aplicadores refrigerados por aire pueden ser sustituidos por aplicadores de guía de ondas refrigerados por agua, como reconocerán las personas con conocimientos ordinarios en la técnica.
Durante el tratamiento de hipertermia, el nivel de potencia de microondas suministrado a cada uno de los aplicadores se puede regular manual o automáticamente para controlar las temperaturas de la piel para evitar altas temperaturas que podrían originar quemaduras o ampollas en la piel. Además, la cantidad de compresión de la mama por las placas de compresión, si se utiliza, se regula según sea necesario durante el tratamiento para comodidad de la paciente. Cada vez que se regula la compresión de la mama o que la mama se coloca de nuevo, la red en fase de energía de microondas es reenfocada de manera que el sensor de sonda de campo E reciba máxima potencia. La energía total de microondas, desde el comienzo del tratamiento, suministrada a los aplicadores de microondas se verifica durante el tratamiento. El tratamiento se termina cuando se ha suministrado una cantidad deseada de energía total de microondas a los aplicadores de microondas, que indica que las células lesionadas de la mama han sido destruidas significativamente (es decir, reducción térmica del tamaño) o completamente (es decir, lumpectomía térmica).
Para determinar la efectividad del tratamiento, se pueden formar imágenes del tejido mamario y examinar con medios de mamografía incluyendo rayos X, ultrasonido, y formación de imágenes por resonancia magnética antes y después de administrar la dosis total de energía de microondas, y con resultados patológicos de biopsia con aguja de los tejidos mamarios.
En una realización alternativa de la invención, el único sensor de campo E invasivo es sustituido por dos sensores de campo E a colocar en lados opuestos de la superficie de la piel de la mama y la red es enfocada en fase minimizando (anulando) la potencia combinada recibida por los dos sensores, proporcionando un tratamiento completamente no invasivo. Se utilizan algoritmos en unión con las señales de realimentación detectadas por los sensores cutáneos de campo E para anular zonas en el exterior enfocando por lo tanto la energía aplicada en un lugar interno.
Dicho tratamiento de hipertermia totalmente no invasivo donde sondas de campo E y sensores de temperatura supervisan la superficie de la piel de la mama proporcionaría un método efectivo de destruir quistes benignos y el dolor asociado. Así, el método que usa el aparato novedoso se contempla como tratamiento o destrucción de quistes benignos detectados.
Aunque la realización preferida se describe con referencia a tecnología de red en fase de microondas adaptativa, un aparato alternativo puede usar energía de enfoque, en general, para calentar y extirpar una zona de tejido. La energía enfocada puede incluir ondas electromagnéticas, ondas de ultrasonido u ondas a radiofrecuencia. Es decir, un aparato alternativo incluye cualquier energía que puede ser enfocada para calentar y extirpar una zona de tejido. Además, se calcula el límite de una zona de tejido a tratar en un cuerpo (por ejemplo, la mama), se puede introducir una sonda de campo E en el cuerpo o se colocan al menos dos sensores de campo E en el exterior el cuerpo; y se aplica energía mediante aplicadores a la zona a tratar. Aquí, el enfoque de la energía cambiaría de manera en que el enfoque explora la zona a tratar. Es decir, ya no hay un punto de enfoque fijo puesto que la fase relativa de la energía aplicada se ajustaría de manera que el enfoque se mueva dentro de la zona a tratar obteniendo por ello una forma geométrica de calentamiento.
Un punto de enfoque fijo se determina mediante el algoritmo apropiado. Después, por ejemplo, la fase relativa de los aplicadores para obtener este punto de enfoque fijo se regula a 30º a un lado y después a 30º al otro para "explorar" una zona calentada/tratada más grande. Dependiendo del tamaño de la zona a tratar la exploración se puede enfocar entre 180º y 90º o 60º o 120º.
Otros objetos y ventajas serán evidentes por una consideración de la descripción y los dibujos.
Breve descripción de los dibujos
La invención se entiende mejor leyendo la descripción detallada siguiente con referencia a las figuras acompañantes, en las que números de referencia análogos se refieren a elementos análogos en todas ellas, y en las que:
La figura 1 es una vista lateral detallada de la mama femenina.
La figura 2 muestra ejemplos de la progresión de carcinomas ductales y carcinomas lobulares en los tejidos ductales y glandulares de la mama.
La figura 3 muestra los valores medidos de la constante dieléctrica y conductividad eléctrica para tejido mamario normal y tumor de mama para tres estudios diferentes. El estudio etiquetado B (Burdette) era para mediciones a través de la piel de la mama que explica las diferencias entre los otros estudios, denotados C y J.
La figura 4 muestra el contenido de agua medido de grasa de mama, tejido glandular/conectivo, fibroadenoma benigno, y carcinoma de mama (de Campbell y Land 1992).
La figura 5 muestra el sistema según la invención para calentar la mama bajo compresión.
La figura 6 muestra la paciente en posición tumbada con la mama comprimida y una sonda de campo E introducida a la profundidad focal deseada en la mama.
La figura 7 muestra la energía de microondas focal calculada en función del grosor del tejido mamario comprimido.
La figura 8 muestra una vista tridimensional de los aplicadores de guía de ondas de microondas dobles opuestos simulados por ordenador utilizados para calentar la mama.
La figura 9 muestra una vista lateral calculada de la configuración de calentamiento a una tasa de absorción específica (SAR) de 915 MHz en tejido mamario normal homogéneo con enfoque central.
La figura 10 muestra una vista desde arriba calculada de la configuración de calentamiento SAR a 915 MHz en tejido mamario normal homogéneo con enfoque central.
La figura 11 muestra una vista de extremo calculada de la configuración de calentamiento SAR a 915 MHz en tejido mamario normal homogéneo con enfoque central.
La figura 12 muestra una vista desde arriba calculada de la configuración de calentamiento SAR a 915 MHz cuando hay dos tumores mamarios simulados, cada uno con un diámetro de 1,5 cm, separados 5 cm. Los contornos SAR 50% están alineados con los tumores indicativos de calentamiento selectivo.
Y la figura 13 muestra un corte lineal calculado de la configuración de calentamiento SAR a 915 MHz (a través del plano central de la figura 12) cuando hay dos tumores mamarios simulados, cada con un diámetro de 1,5 cm, separados 5 cm. La SAR tiene picos pronunciados que están alineados con los tumores indicativos de calentamiento selectivo.
Descripción detallada de la realización preferida Propiedades dieléctricas del tejido mamario
Una vista lateral detallada de la mama femenina se representa en la figura 1 (Mammography - A User's Guide, National Council on Radiation Protection and Measurements, NCRP Report Nº 85, 1 agosto 1987, pág. 6). La cantidad de tejido glandular y graso dentro de la mama puede variar ampliamente, de primariamente tejido graso a tejido glandular sumamente denso. Las células cancerosas de mama, que son células de alto contenido de agua, se forman generalmente dentro de los conductos lactíferos y lóbulos de tejido glandular como se ilustra en la figura 2 (adaptado de Dr. Susan Love's Breast Book, Addison Wesley, Mass., 1990, páginas 191-196). La primera indicación de crecimiento celular anormal dentro del conducto se denomina hiperplasia intraductal, seguido de hiperplasia intraductal con atipia. Cuando los conductos están casi llenos, el estado se denomina carcinoma intraductal in situ (DCIS). Estos tres estados se denominan precánceres. Finalmente, cuando los carcinomas ductales rompen la pared ductal, la lesión se denomina cáncer ductal invasivo. El cáncer se forma de la misma manera en los lóbulos glandulares de la mama. De todas las células anteriores se dice con frecuencia que son de alto contenido de agua con la excepción de tejido graso puro (bajo contenido de agua) y del tejido glandular/conectivo puro (de bajo a medio contenido de agua) dentro de la mama.
La radiación de microondas en la banda industrial, científica, médica (ISM) de 902 a 928 MHz se usa comúnmente en sistemas de hipertermia clínica comerciales, y es la banda de frecuencia primaria aquí considerada. Hay muy poca información sobre calentamiento detallado con microondas en tejidos mamarios femeninos; sin embargo, es sabido que los carcinomas de la mama se calientan selectivamente en comparación con los tejidos mamarios normales circundantes. Cuatro artículos principales son: 1) Chaudhary y colaboradores, Indian Journal of Biochemistry and Biophysics, Vol. 21, páginas 76-79, 1984; 2) Joines y colaboradores, Medical Physics, Vol. 21, número 4, páginas 547-550, 1994; 3) Surowiec y colaboradores, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 35, número 4, páginas 257-263, 1988 y 4) Campbell y Land, Physics in Medicine and Biology, Vol. 37, número 1, 193-210, 1992. Otro artículo, Burdette, AAPM Medical Physics Monographs, número 8, páginas 105, 130, 1982, tiene datos medidos para tejido mamario; sin embargo, estos datos se midieron a través de la piel y probablemente no son representativos de tejido mamario propiamente dicho. Las propiedades dieléctricas se dan generalmente en términos de constante dieléctrica y conductividad eléctrica como se ilustra para tejido mamario normal y tumor de mama como se representa en la figura 3. A 915 MHz, quitando los datos del estudio de Burdette, la constante dieléctrica media de la mama normal es 12,5 y la conductividad media es 0,21 S/m. En contraposición, para tumor de mama la constante dieléctrica media es 58,6 y la conductividad media es 1,03 S/m. Nota: los datos de los estudios de Chaudhary y otros (C) y Joines y otros (J) se miden a temperatura ambiente (25ºC). Se deberá observar que a medida que aumenta la temperatura, en general la constante dieléctrica disminuye y la conductividad eléctrica aumenta. Los parámetros dieléctricos de mama normal y tumor de mama son similares al tejido graso de bajo contenido de agua y tejido muscular de alto contenido de agua, respectivamente. Se deberá observar que el tejido mamario normal contiene una mezcla de tejidos graso, glandular y conectivo. Se presenta información detallada sobre 17 tipos de tejidos, incluyendo piel, músculo, y grasa, en un artículo de Gabriel y otros, Phys. Med. Biol., Vol. 41, páginas 2271-2293, 1996. El artículo de Surowiec y colaboradores tiene información detallada sobre tejidos glandular, ductal, graso y canceroso seleccionados, pero solamente midió los parámetros en el rango 20 kHz a 100 MHz. Es posible calcular las propiedades eléctricas de los tejidos mamarios a 915 MHz a partir de datos medidos a 100 MHz. Los solicitantes no conocen datos de parámetros dieléctricos medidos acerca de tejido mamario ductal y glandular puro para la frecuencia de interés, a saber 915 MHz.
El artículo de Campbell y Land tiene datos de parámetros dieléctricos medidos a 3,2 GHz, y el contenido de agua de grasa porcentual de mama, tejido glandular y conectivo, tumores benignos (incluyendo fibroadenomas), y tumores malignos. Sus datos medidos del contenido porcentual de agua se pueden usar para evaluar la calentabilidad relativa de tejidos mamarios, es decir, los tejidos de mayor alto contenido de agua se calientan más rápidamente que los tejidos de menor contenido de agua. El rango de valores para el contenido de agua (en peso) medido es el siguiente: grasa de mama (11 a 31%), tejido glandular y conectivo (41 a 76%), tumores benignos (62 a 84%), y tumores malignos (66 a 79%) donde los valores seleccionados se ilustran en la figura 4. Así, en base al contenido de agua, se espera que lesiones benignas de mama y los tumores de mama se calienten considerablemente más rápido que los tejidos mamarios glandular, conectivo y graso. Típicamente, para una conductividad eléctrica a 3,2 GHz, la mejor opción de valores medidos es la siguiente: grasa de mama (0,11 a 0,14 S/m), tejido glandular y conectivo (0,35 a 1,05 S/m), tumores benignos (1,0 a 4,0 S/m), y tumores malignos (3,0 a 4,0 S/m). Por consiguiente, la conductividad eléctrica de tumores benignos y malignos tiende a ser hasta aproximadamente cuatro veces más alta que el tejido glandular y conectivo y aproximadamente 30 veces más alta que la de grasa pura. Estos datos son consistentes con los datos de conductividad eléctrica medida a 915 MHz por Chaudhary y colaboradores así como por Joines y otros, representados en la figura 3.
Además, Chaudhary 1984 ha medido datos de conductividad eléctrica para tejido mamario normal a 3 GHz, donde la conductividad es 0,36 S/m, consistente con el rango (0,35 a 1,05 S/m) para tejido glandular y conectivo normal medido por Campbell y Land a 3,2 GHz. Así, según los mejores datos disponibles, la grasa de mama es bajo contenido de agua, el tejido glandular y conectivo tiene un contenido de agua de bajo a medio, y los tumores de mama son de alto contenido de agua. Por consiguiente, se espera que células tumorales benignas y malignas se calienten mucho más rápidamente y a temperaturas considerablemente más altas que las células de tejido graso, glandular, ductal y conectivo circundante. En otros términos, solamente las células tumorales microscópicas y visibles se calientan preferentemente en este tratamiento, evitándose el daño por calor de todo el tejido graso, glandular, ductal y conectivo.
Método para calentar carcinomas ductales y glandulares y tejidos de mama circundantes
La figura 5 muestra un sistema preferido para calentar carcinomas en mama intacta, usando un sistema de hipertermia de red en fase de microondas adaptativa con campo E y realimentación de temperatura. Para calentar fiablemente tejidos profundos a frecuencias de microondas, hay que rodear el cuerpo (mama) con dos o más aplicadores coherentes 100 controlados por un algoritmo de red en fase adaptativa. El círculo negro, indicado como foco 190, representa un tumor o tejido sano a tratar. En la realización preferida, se utiliza una sonda de realimentación de campo E 175 para enfocar la radiación de microondas, y se utilizan sensores de realimentación de temperatura 410 unidos a la piel superficial de la mama para regular el nivel de potencia de microondas para calentar el tumor a una temperatura deseada. Se utiliza una red en fase de adaptativa de dos canales para calentar tejidos profundos dentro de una mama comprimida parecida a la geometría utilizada en mamografía por rayos X. Preferiblemente, la sonda de campo E se utiliza con un algoritmo de búsqueda de gradiente de aceleración rápida de red en fase adaptativa, como se describe en la Patente de Estados Unidos número 5.810.888 de Fenn, para dirigir la radiación de microondas al lugar del tumor.
Además, se utilizan preferiblemente agujeros de aplicadores de guía de ondas refrigerados por aire para proporcionar una configuración de calentamiento que puede calentar grandes volúmenes de tejido mamario conteniendo carcinomas ductales y glandulares. El aire para enfriar los agujeros de guía de ondas puede estar refrigerado, acondicionado o a temperatura ambiente. En base a las diferencias de parámetros dieléctricos a 915 MHz entre tejidos de alto contenido de agua y tejido mamario normal, los tejidos de alto contenido de agua y tejido de mama normal, se espera que los tejidos de carcinoma ductal y glandular y otras lesiones se calienten más rápidamente que el tejido mamario normal. Así, la región tratada se concentrará en el tejido de carcinoma de alto contenido de agua (canceroso y precanceroso) y lesiones benignas tal como fibroadenomas y quistes, evitando al mismo tiempo el tejido mamario normal (sano).
El cuerpo o mama se comprime entre dos placas de compresión 200, que son de un dieléctrico tal como plexiglass que es transparente a microondas. La compresión de la mama tiene varias ventajas potenciales para tratamientos por hipertermia de mama intacta. La utilización de compresión de la mama da lugar a menos profundidad de penetración necesaria para lograr calentamiento profundo de microondas y reducir el flujo sanguíneo que también mejora la capacidad de calentamiento del tejido. La inyección de un medicamento anestésico local tal como lidocaína con efinefrina o medicamento antiangiogenesis al tejido mamario se puede usar para reducir también el flujo sanguíneo local. Comprimir la mama a una superficie plana mejora la interface y el acoplamiento de campo eléctrico entre el aplicador de microondas y el tejido mamario, y permite que un único par de aplicadores trate una amplia gama de tamaños de mama. El enfriamiento de las placas de compresión de mama con aire durante tratamientos por hipertermia contribuye a evitar la posibilidad de puntos calientes en la superficie de la piel. Comprimir la mama con la paciente en una posición tumbada, tal como la utilizada en procedimientos de biopsia de mama con aguja estereotáctica durante 20 a 40 minutos (Bassett y colaboradores, A Cancer Journal for Clinicians, Vol. 47, páginas 171-190, 1997), maximiza la cantidad de tejido mamario dentro del dispositivo de compresión. La compresión media inmoviliza el tejido mamario de tal manera que se eliminan las posibles complicaciones por movimiento de la paciente. Las placas de compresión 200, que pueden incluir pequeños agujeros, son compatibles con técnicas de formación de imágenes por rayos X y ultrasonido para localizar con precisión la región glandular/ductal central y contribuyen a la colocación del sensor de sonda de campo E invasivo. La cantidad de compresión se puede variar desde aproximadamente 4 a 8 cm para acomodar la tolerancia de la paciente durante un tratamiento por hipertermia de 20 a 40 minutos o más. Un estudio del confort de la paciente en compresión de la mama en mamografía indicó que la mamografía era dolorosa (definida como muy incómoda o intolerable) solamente en 8% de las 560 mujeres examinadas. En ese estudio el grosor de compresión medio era 4,63 cm con una desviación estándar (1 sigma) de 1,28 cm (Sullivan y colaboradores, Radiology, Vol. 181, páginas 355-357, 1991). Así, son factibles los tratamientos por hipertermia bajo compresión suave de la mama durante 20 a 40 minutos o más.
Antes del tratamiento por hipertermia, la mama se comprime entre placas de compresión 200 y se introduce un solo sensor de realimentación de campo E invasivo 175 dentro del lugar central del tejido glandular/ductal/tumor (enfoque 190) en la mama, paralelo a la polarización de los aplicadores de microondas 100. La sonda de campo E 175 se utiliza para comprobar la amplitud focal del campo E cuando los desplazadores de fase se regulan para la señal de realimentación máxima usando un algoritmo de búsqueda de gradiente de red en fase adaptativa. Las sondas de temperatura no invasivas 410 se unen o fijan de otro modo a la superficie de la piel de la mama para supervisar la temperatura de la piel. Las sondas de temperatura se orientan típicamente en ángulo recto a la polarización de campo E para no ser calentadas por la energía de microondas. La red en fase adaptativa de aplicador doble de la invención junto con la sonda de realimentación de campo E permite regular los desplazadores de fase de manera que se pueda generar un campo E concentrado que permita el calentamiento enfocado en tejido a profundidad.
Con referencia a la figura 6, la paciente se tumba con la mama colgando a través de un agujero en la plataforma de tratamiento 210 y la mama tratada 220 se comprime con placas de compresión de plástico planas 200 que inmoviliza el tejido mamario, reduce el flujo sanguíneo, y reduce la profundidad de penetración requerida para la radiación de microondas. Las placas de compresión de mama se hacen de un material plástico transparente a las microondas, y pueden contener uno o varios agujeros de forma rectangular o circular para permitir la formación de imágenes de tejidos mamarios y la colocación de una sonda de realimentación de campo E mínimamente invasiva 175 a la profundidad focal deseada. La introducción de la sonda de realimentación de campo E 175 se puede lograr bajo la guía de un transductor de ultrasonido. Para proporcionar protección adicional contra el daño de la piel ocasionado por los campos de microondas, el flujo de aire 180 lo facilitan uno o varios ventiladores de aire frío (no representados).
Como se representa en la figura 5, dos o más sensores sonda de realimentación de temperatura 410 están unidos a la superficie de la piel de la mama y producen las señales de temperatura de realimentación 400. Se colocan dos aplicadores de guía de ondas de microondas refrigerados por aire 100 en lados opuestos de las placas de compresión 200. Un oscilador de microondas a 915 MHz 105 se divide en el nodo 107 y alimenta desfasadores 120. La señal de control de fase 125 controla la fase de la señal de microondas en el rango de 0 a 360 grados eléctricos. La señal de microondas de desplazador de fase 120 se alimenta al amplificador de potencia de microondas 130 que es controlado por una señal de control generada por ordenador 135, que establece el nivel inicial de potencia de microondas. Se suministra potencia de microondas coherente de 915 MHz a los dos aplicadores de guía de ondas 100 mientras que los desfasadores 120 en cada canal se regulan para maximizar y enfocar la energía de microondas al sensor de sonda de campo E 175 de manera que la potencia de microondas se maximice en la posición de enfoque 190. Entonces comienza el tratamiento.
Durante el tratamiento por hipertermia, el nivel de potencia de microondas suministrado a cada uno de los aplicadores 100 se mide como una señal de realimentación 500, y el control de potencia se regula manual o automáticamente para controlar las temperaturas de la piel y dosis térmica equivalente medida por los sensores de piel 410 para evitar altas temperaturas que podría originar quemaduras o ampollas en la piel. La cantidad de compresión de la mama se regula por las placas de compresión 200 según sea necesario durante el tratamiento para proporcionar comodidad a la paciente. Cada vez que se regula la compresión de la mama o la mama se coloca de nuevo, los desplazadores de fase 120 se reajustan/reenfocan de manera que el sensor de sonda de campo E 175 reciba potencia máxima. La energía total de microondas, desde el comienzo del tratamiento, suministrada a los aplicadores de microondas se calcula en el ordenador 250 y visualiza en el monitor de ordenador 260 durante el tratamiento. El tratamiento se termina cuando se ha suministrado una cantidad deseada de energía total de microondas a los aplicadores de microondas 100. Como una realización alternativa, la energía total de microondas calculada de la señal de realimentación de campo E 450 recibida por la sonda de campo E 175 se utiliza para controlar la duración del tratamiento. Para determinar la efectividad del tratamiento, el tejido mamario se visualiza con medios de mamografía incluyendo formación de imágenes por rayos X y resonancia magnética antes y después de administrar la dosis total de energía de microondas, así como los resultados patológicos de la biopsia con aguja de los tejidos mamarios.
Como una realización alternativa, la única sonda de campo invasiva E 175 es sustituida por dos sondas de campo E no invasivas 185 a colocar en las superficies opuestas de la piel. La potencia total medida por las dos sondas de campo E no invasivas se minimiza (como en la Patente de Estados Unidos número 5.810.888) regulando los desfasadores de microondas 120, creando una sonda de campo E enfocada en la porción central de la mama. Con esta realización, no hay riesgo de infección debido a una sonda introducida, no hay riesgo de cicatrización de la piel de la mama por el procedimiento de tomar la piel e insertar la sonda, y se evita todo riesgo de extender células cancerosas por la sonda que pasa por el fondo del tumor. Igualmente, dado que las sondas de temperatura y campo E se pueden colocar en la piel de la mama con esta realización del método, este método funcionaría bien cuando no hay una única zona definida.
Preferiblemente, cada canal (a ambos lados del nodo 107) de la red en fase contiene un amplificador de potencia de microondas electrónicamente variable 130 (0 a 100 W), un desplazador de fase electrónicamente variable 120 (0 a 360 grados), y aplicadores de guía de ondas rectangulares 100 polarizados linealmente y refrigerados por aire. Los aplicadores 100 pueden ser el Modelo número TEM-2 fabricado por Celsion Corporation, Columbia, MD. Las dimensiones del agujero rectangular de un par preferido de aplicadores de guía de ondas metálicos TEM-2 son 6,5 cm por 13,0 cm.
Aunque la realización preferida describe energía de microondas a aproximadamente 915 MHz, la frecuencia de la energía de microondas puede ser entre 100 MHz y 10 GHz. La frecuencia de la energía de microondas se podría seleccionar a partir del rango de 902 MHz y 928 MHz. De hecho, se puede usar frecuencias de energía más bajas para extirpar o evitar tejido canceroso.
En una realización preferida, la potencia de microondas inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas es de entre 20 y 60 vatios. Durante todo el tratamiento del tejido, la potencia de microondas suministrada a cada aplicador de guía de ondas se puede ajustar en el rango de 0-150 vatios para administrar la dosis deseada de energía de microondas y para evitar el recalentamiento la piel.
La carga dieléctrica de las paredes laterales de la región rectangular de guía de ondas de los aplicadores 100 se utiliza para obtener estados de buena adaptación de impedancia para la radiación de microondas del aplicador TEM (Cheung y colaboradores, Radio Science, Vol. 12, número 6(S) Supplement, páginas 81-85, 1977; Gautherie (Editor), Methods of external hyperthermic heating, Springer-Verlag, New York, p. 33, 1990). Enfriamiento por aire mediante el agujero de guía de ondas se logra por medio de un ventilador (no representado) montado detrás de un tamiz conductor perforado que sirve de un plano de tierra reflector paralelo para la alimentación monopolo de entrada para la guía de ondas. Teniendo en cuenta el grosor de las losas dieléctricas en contacto con las paredes laterales de la guía de ondas, el tamaño en sección transversal efectivo para el enfriamiento por aire es aproximadamente 6,5 cm por 9,0 cm para el aplicador TEM-2. En base a las diferencias de parámetros dieléctricos a 915 MHz entre tejidos tumorales de alto contenido de agua y tejido mamario normal, se espera que los carcinomas ductales y glandulares de alto contenido de agua y las lesiones benignas se calienten más rápidamente que el tejido mamario normal. Así, la región SAR 50% se concentrará en el tejido de alto contenido de agua (canceroso, precanceroso, y lesiones benignas incluyendo fibroadenomas y quistes) respetando el tejido normal.
Se puede usar preferiblemente una sonda monopolo coaxial de campo E invasiva de 0,9-mm de diámetro exterior (OD) (RG-034 semirrígido), con el conductor central extendido 1 cm, para medir la amplitud del campo eléctrico dirigido al tejido y obtener la señal de realimentación usada para determinar la fase relativa necesaria para los desfasadores electrónicos antes del tratamiento. Las sondas monopolo de alimentación coaxial de este tipo se han usado para hacer mediciones exactas de campos eléctricos linealmente polarizados en mama comprimida (Fenn y colaboradores, International Symposium on Electromagnetic Compatibility 17-19 Mayo 1994, páginas 566-569) Journal of Hyperthermia, Vol. 10, número 2, Marzo-abril, páginas 189-208, 1994). Esta sonda de campo E linealmente polarizada se introduce dentro de un catéter de teflón de 1,5 mm OD. Se utilizaron sondas termopar (Physitemp Instruments, Inc., cobre-constantán Tipo T, encerradas dentro de un catéter de teflón de 0,6 mm OD) para medir la temperatura local en el tumor durante el tratamiento. Estas sondas de temperatura tienen un tiempo de respuesta de 100 ms con una exactitud de 0,1ºC.
Pruebas de calentamiento de tejido mamario vivo comprimido
Como parte de un estudio clínico de Fase I aprobado por FDA realizado por el cesionario, Celsion Corporation, iniciado en diciembre de 1999, varias pacientes voluntarias, con tumores de mama cuya dimensión máxima variaba entre 3 y 6 cm, se trataron con una red en fase de microondas adaptativa donde se introdujeron sondas de campo E y temperatura en el tejido mamario. Las pacientes recibieron un tratamiento de hipertermia durante 40 minutos y aproximadamente una semana más tarde se sometieron a mastectomía. Este estudio clínico incluía una medición de la potencia suministrada a los aplicadores de microondas, que se utilizó para calcular la dosis de energía de microondas administrada, pero no se usó para controlar la duración del tratamiento.
La sonda de campo E se utilizó con el algoritmo de búsqueda de gradiente de aceleración rápida de red en fase adaptativa, como se describe en la Patente de Estados Unidos número 5.810.888 a Fenn, para dirigir la radiación de microondas al lugar del tumor. La temperatura detectada por la sonda de temperatura invasiva en el tumor se utilizó como una señal de realimentación en tiempo real durante el tratamiento. Esta señal de realimentación se utilizó para controlar el nivel de potencia de microondas de salida de los amplificadores de potencia variable, que pusieron y mantuvieron la temperatura focal en el tumor lugar en el rango de 43 a 46ºC. La potencia y fase suministradas a los dos canales de la red en fase se ajustaron adaptativamente usando convertidores digital a analógico bajo control por ordenador.
Las placas de compresión de mama se hicieron de un material acrílico (plexiglass) que es un material dieléctrico de pérdida baja y casi transparente a los campos de microondas. Las placas de compresión contenían cortes cuadrados (agujeros), de aproximadamente 5,5 cm en un lado, que acomodaban pequeños transductores de ultrasonido (nominalmente de 4 cm de longitud) para contribuir a la colocación de las sondas mínimamente invasivas (campo E y temperatura). Los cortes también permiten un mejor flujo de aire para enfriar la piel.
En base a los resultados de estas pruebas clínicas recientes por hipertermia con microondas tratamiento por con red en fase de microondas adaptativa, los Solicitantes reconocieron, en tejido mamario vivo comprimido a 4,5 a 6,5 cm, que una dosis de energía de microondas de entre 138 kJ (kilo Joules o equivalentemente kW segundos) y 192 kJ produce una dosis térmica equivalente que va desde 24,5 minutos a 67,1 minutos con relación a 43ºC como se enumera a continuación en la Tabla 1.
TABLA 1 Dosis térmica equivalente (minutos) y energía total de microondas (kilo-Joules) administrada en las cuatro pruebas de tejido mamario vivo comprimido
Dosis térmica T_{43^{o}C} equivalente medida Dosis total de energía de microondas
en tumor (minutos) (kJoules)
Prueba 1 41,0 192,0
Prueba 2 24,5 162,0
Prueba 3 67,1 186,0
Prueba 4 47,8 138,0
Media 45,1 169,5
Así, la dosis total de energía de microondas se puede usar para estimar el tiempo de calentamiento requerido. Es decir, los Solicitantes observaron que unos medios de detección de temperatura equivalentes no invasivos podrían sustituir a las sondas de temperatura invasivas, y que la dosis total de energía de microondas se podría usar fiablemente para controlar la duración del tratamiento. En la Tabla 1, la dosis térmica media es 45,1 minutos y la energía de microondas total media es 169,5 kJ. En estas cuatro pruebas, el valor máximo de energía (192,0 kJ) varía solamente 13% de la media y el valor mínimo de energía (138,0 kJ) varía solamente 14% de la media. La compresión de la mama utilizada en estas pruebas, como se ha mencionado anteriormente, reduce el flujo sanguíneo que probablemente elimina los efectos del flujo sanguíneo en la energía de microondas requerida para tratamiento, y puede ayudar a explicar la pequeña variación de la energía requerida en estas pruebas. Los Solicitantes también observaron que la formación de imágenes post-tratamiento de estas cuatro pruebas mostró típicamente daño significativo en el tumor, pero poco o nulo daño en la piel, grasa de mama, y tejidos glandular, ductal y conectivo
normales.
Según una realización preferida del método, la energía de microondas total suministrada a los aplicadores de guía de ondas para determinar la terminación del tratamiento está entre 25 kilo Joules y 250 kilo Joules. La cantidad total de dosis de energía de microondas que destruiría todo tejido canceroso precanceroso sería aproximadamente 175 kilo Joules. Pero, en determinadas condiciones, la dosis de energía de microondas requerida puede ser de sólo 25 kilo Joules.
La Tabla 2 siguiente enumera el grosor de compresión de tejido mamario para las cuatro pruebas. Se deberá observar que el grosor de compresión más pequeño (4,5 cm) corresponde a la dosis de energía más pequeña (138 kJ) administrada, produciéndose ambas en la Prueba 4. Como observaron los solicitantes y se demostrará teóricamente a continuación, un menor grosor de compresión puede requerir menos dosis de energía de microondas (en comparación con un grosor de compresión más grande) para tratamientos efectivos al evitar o destruir lesiones cancerosas, precancerosas o benignas.
TABLA 2 Grosor de compresión de la mama para las cuatro pruebas de tejido mamario vivo comprimido
Grosor de compresión de la mama (cm)
Prueba 1 6,5
Prueba 2 6,5
Prueba 3 6
Prueba 4 4,5
Por estos estudios clínicos resulta evidente que es importante seleccionar un nivel de potencia de microondas apropiado inicial (P_{1}, P_{2}) suministrado a cada aplicador así como la fase de microondas apropiada entre los dos aplicadores para enfocar la energía a la zona a tratar. De los experimentos de mama comprimida se obtuvieron los datos siguientes para las cuatro pruebas se indica en la Tabla 3:
TABLA 3 Potencia de microondas inicial y fase de microondas inicial para enfocar la radiación en tejido mamario vivo comprimido
Potencias de microondas iniciales P_{1}, P_{2} (W) Fase de microondas relativa (grados)
Prueba 1 30 -90
Prueba 2 30 -180
Prueba 3 40 -180
Prueba 4 40 -10
Como se puede ver por las Tablas 1 y 3, la potencia de microondas inicial de 30 a 40 vatios para cada aplicador era suficiente para lograr dosis térmicas significativas. Además, la fase de microondas relativa inicial entre los aplicadores varió de -10 grados eléctricos a -180 grados eléctricos y no siguió ninguna tendencia definida, demostrando que es necesario enfocar siempre la radiación de microondas con un sensor de campo E.
Para un grosor de compresión comparable, 6,5 y 6,0 cm en las Pruebas 2 y 3, respectivamente, el nivel de potencia de microondas se mantuvo constante durante los primeros minutos de los tratamientos para determinar el aumento lineal de temperatura en el tumor - en efecto, esto proporciona una medición de la SAR. Se halló que, con 30 vatios de potencia, se tardaba 2,5 minutos en lograr un aumento de un grado C de temperatura en el tumor. Con 40 vatios de potencia, se tardaba solamente 1,5 minutos en lograr un aumento de temperatura de un grado C.
Durante el tratamiento por hipertermia, hay que supervisar las temperaturas de la piel de manera que no aumenten considerablemente por encima de aproximadamente 41 grados Celsius durante más de varios minutos. La dosis térmica equivalente para la piel se puede calcular (Sapareto, y colaboradores, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, páginas 787-800, 1984) y se puede usar como una señal de realimentación. Típicamente, hay que evitar administrar más de una dosis térmica equivalente en unos pocos minutos. El evitar altas temperaturas de la piel según la invención se lleva a cabo regulando las potencias individuales (P_{1}, P_{2}) suministradas a los aplicadores durante el tratamiento mediante control manual o automático por ordenador.
Los Solicitantes reconocen que se puede usar ultrasonido Doppler para medir el flujo sanguíneo en tumores y tejido mamario circundante, antes y durante el tratamiento para planificar y ajustar la dosis de energía de microondas. Por ejemplo, se requiere menos dosis de energía cuando se reduce la velocidad de flujo sanguíneo en el tumor, lo que se puede producir cuando la mama se comprime y/o el tumor se calienta a temperaturas terapéuticas. Alternativamente, el contenido de agua y los parámetros dieléctricos del tumor de tejido mamario tomados de biopsias con aguja podrían medirse y usarse para determinar, antes del tratamiento, la dosis de energía de microondas requerida. Por ejemplo, el mayor contenido de agua y la conductividad eléctrica más alta en el tumor reduciría la cantidad de dosis de energía de microondas requerida. Además de las variables anteriores, el tamaño del tumor impacta en la dosis de energía de microondas requerida. Los tumores más grandes son más difíciles de calentar que los tumores más pequeños y requieren una dosis de energía de microondas más grande. Se puede realizar una sesión inicial de planificación del tratamiento que implica administrar una dosis baja de energía de microondas para evaluar la calentabilidad del tumor, seguido de un tratamiento completo a la dosis de energía de microondas plena
requerida.
Teoría simplificada de la radiación de microondas
La energía de microondas de los aplicadores de hipertermia, en el campo cercano de un cuerpo, se irradia como una onda esférica variando la amplitud del campo eléctrico, en parte, como la inversa de la distancia radial r del aplicador. Además, la amplitud decae función exponencial del producto de la constante de atenuación \alpha del tejido corporal y la distancia d recorrida (o profundidad) dentro del cuerpo. La fase del campo eléctrico varía linealmente con la distancia según el producto de la constante de propagación de fase \beta y la distancia d. Por razones de sencillez, aquí se analizan aplicadores opuestos dobles bajo el supuesto de que la radiación del aplicador se aproxima por una onda plana. Matemáticamente, el campo eléctrico de onda plana frente a la profundidad en tejido viene dado por E(d)=E_{0} exp(-\alphad) exp(-i\betad), donde E_{0} es el campo eléctrico superficial (en general representado por una amplitud y ángulo de fase), i es el número imaginario (Field y Hand, An Introduction to the ractical Aspects of Clinical Hyperthermia, Taylor & Francis, New York, pág. 263, 1990).
La energía electromagnética de onda plana, a la frecuencia de microondas de 915 MHz, se atenúa a una velocidad de aproximadamente 3 dB por cm en tejido de alto contenido de agua, tal como tumor de mama ductal o glandular, y aproximadamente 1 dB por cm en tejido mamario normal. Así, un solo aplicador radiante tiene una fracción significativa de su energía de microondas absorbida por el tejido corporal superficial interviniente en comparación con la energía que irradia tejido profundo, creando probablemente un foco caliente en tejido superficial. Dado que el enfriamiento de la superficie de la piel con aire o agua protege el tejido solamente a una profundidad máxima de aproximadamente 0,25 a 0,5 cm, para evitar puntos calientes, hay que introducir un segundo aplicador de fase coherente, que tiene la misma amplitud de radiación de microondas que el primer aplicador. El segundo aplicador de fase coherente puede aumentar teóricamente la potencia (y por lo tanto la energía) suministrada a tejido profundo en un factor de cuatro en comparación con un solo aplicador (Field y Hand, pág. 290, 1990).
Las características de fase de la radiación electromagnética de dos o más aplicadores (denominados una red en fase) pueden tener un efecto pronunciado en la distribución de potencia suministrada a diferentes tejidos. La tasa de absorción específica relativa (SAR) en tejido homogéneo se aproxima por el cuadrado de la amplitud del campo eléctrico | E |^{2}. La SAR es proporcional al aumento de temperatura en un intervalo de tiempo dado. A continuación se describen con detalle un caso simplificado, tejido mamario homogéneo, en el que la radiación de microondas se enfoca a un lugar de tejido central. Como se describe en un artículo de Fenn y colaboradores, International Symposium on Electromagnetic Compatibility, Sendai, Japón, Vol. 10, número 2, Mayo 17-19, 1994, páginas 566-569, los efectos de múltiples reflexiones de las señales de microondas dentro del fantoma de mama pueden ser ignorados.
La longitud de onda en tejido mamario normal homogéneo (con constante dieléctrica aproximada de 12,5 y conductividad eléctrica 0,21 S/m (valores promediados de Chaudhary y colaboradores, 1984, Joines y colaboradores, 1994) es aproximadamente 9,0 cm a 915 MHz, y la pérdida de microondas es (1 dB/cm). La constante de atenuación \alpha es 0,11 radianes/cm y la constante de propagación \beta es 0,69 radianes/cm. (Para un grosor de fantoma de 4,5 cm, el campo eléctrico de un solo aplicador que irradia en el lado izquierdo es E_{0} en la superficie, -i0,8E_{0} (donde i representa un desplazamiento de fase de 90 grados) en la posición central (2,25 cm profundo), y -0,6E_{0} en la superficie derecha. La combinación de dos aplicadores de fase coherente produce un valor de campo eléctrico de 0,4E_{0} en ambas superficies y -i1,6E_{0} en la posición central (2,25 cm de profundidad). Así, para una mama hay UN SAR considerablemente más baja en la superficie, en un factor de 16 en comparación con la SAR central. El desplazamiento de fase de 180 grados experimentado por el campo de microondas transmitido a través de 4,5 cm de tejido mamario, cancela en parte o anula el campo que entra en el tejido con desplazamiento de fase de 0 grados. Debido a la interferencia destructiva de las microondas lejos del enfoque central, cabría esperar las temperaturas inferiores en los tejidos mamarios superficiales. La medición y la realización de SAR más baja en las superficies opuestas de la piel enfocan efectivamente la energía de microondas a profundidad en la mama.
El sistema de red en fase adaptativa según la invención usa dos canales de microondas, alimentados por un oscilador común 105, conteniendo dos desfasadores electrónicamente ajustables 120 para enfocar la energía de microondas a una sonda de realimentación de campo E 175. Este sistema novedoso de red en fase adaptativa tiene una ventaja considerable sobre una red en fase no adaptativa. Una red en fase no adaptativa con dos canales podría producir, en teoría, un valor nulo, máximo, o intermedio del campo E dependiendo de si las dos ondas están desfasadas 180 grados, completamente en fase, o desfasadas en parte, respectivamente. Es decir, la fase de microondas suministrada a los aplicadores de microondas, según la invención, se puede ajustar entre -180 grados y 180 grados antes y durante el tratamiento para crear un campo enfocado en el tejido mamario.
Dado que la red en fase adaptativa según la invención enfoca automáticamente el campo E en presencia de todas las estructuras de dispersión en el tejido, este tipo de red deberá aportar calentamiento enfocado profundo más fiable en comparación con redes en fase ajustadas manualmente o controladas con planificación de pretratamiento como se describe en la Patente de Estados Unidos número 4.589.423 de Turner. Además, el sistema de red en fase adaptativa según la invención no usa una sonda de temperatura invasiva que podría dispersar o alterar el campo E al lugar del tumor.
Cálculo de la energía de microondas
El consumo de energía eléctrica se expresa comúnmente en unidades de kilovatios/hora. Matemáticamente, la expresión para la energía de microondas W administrada por un aplicador viene dada por (Vitrogan, Elements of Electric and Magnetic Circuits, Rinehart Press, San Francisco, páginas 31-34, 1971):
(1)W=\Delta t\Sigma \ P_{i}.
En la ecuación anterior, \Deltat representa los intervalos constantes (en segundos) en los que se mide la potencia de microondas y la suma \Sigma es sobre el intervalo de tratamiento completo con la potencia (en vatios) en el i-ésimo intervalo denotado por Pi.
La energía de microondas W tiene unidades de vatio-segundo, que también se designa Joules. Por ejemplo, en tres intervalos consecutivos de 60 segundos, si la potencia de microondas es 30 vatios, 50 vatios, 60 vatios, respectivamente, la energía de microondas total suministrada en 180 segundos se calcula como W= 60 (30 + 50 + 60) = 8.400 vatio-segundo = 8.400 Joules 8,4 kJ.
Para entender mejor la energía enfocada por unidad de tiempo W' (donde ' denota primo) depositada en una posición central en tejido mamario homogéneo de grosor variable (denotado por D) por aplicadores opuestos dobles, considérese el cálculo siguiente. Sean P_{1} y P_{2} la potencia suministrada a los dos aplicadores, respectivamente. El campo eléctrico irradiado por cada aplicador es proporcional a la raíz cuadrada de la potencia suministrada al aplicador. Suponiendo simetría, los campos irradiados están en fase en la posición enfocada central de los dos aplicadores. Suponiendo igual potencia de cada aplicador, es decir, P_{1} = P_{2} = P, e iluminación de onda plana, la energía enfocada por unidad de tiempo a la profundidad central se expresa como
(2)W'(D) = | E |^{2} = 4P exp (-\alphaD).
La ecuación (2) se utilizó para calcular la energía de 915 MHz enfocada por unidad de tiempo a la profundidad central de tejido mamario normal de grosor variable de 4 cm a 8 cm con la constante de atenuación igual a 0,11 radianes/cm, como se representa en la Tabla 4 y la figura 7.
TABLA 4 Energía de microondas relativa a un enfoque central en tejido mamario normal simulado para ondas planas dobles opuestas de 915 MHz
Grosor de compresión (cm) Energía relativa a enfoque
4,00 0,643
4,25 0,626
4,50 0,608
4,75 0,592
5,00 0,576
5,25 0,560
5,50 0,545
5,75 0,530
6,00 0,516
6,25 0,502
6,50 0,488
6,75 0,475
7,00 0,462
7,25 0,449
7,50 0,437
7,75 0,425
8,00 0,413
También se puede demostrar que para un nivel de potencia dado, se produce energía más alta al enfoque cuando la posición focal se aproxima a la piel.
Cálculo de la dosis térmica equivalente
La dosis térmica equivalente total o acumulada con relación a 43 grados Celsius se calcula como una suma (Sapareto, y colaboradores, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, Vol. 10, páginas 787-800, 1984):
(3)minutos equivalentes t_{43^{o}C} = \Deltat\Sigma R(^{43-T}),
donde \Sigma es la suma sobre una serie de mediciones de temperatura durante el tratamiento, T es la serie de mediciones de temperatura (T_{1}, T_{2}, T_{3}, ...), \Deltat es el intervalo constante de tiempo (unidades de segundos y convertidos a minutos) entre mediciones, R es igual a 0,5 si T>43ºC y R es igual a 0,25 si T<43ºC. El cálculo de la dosis térmica equivalente es útil para evaluar cualquier posible daño por calor a los tejidos mamarios y la piel.
Cálculos detallados de la tasa de absorción específica de microondas en tejido mamario simulado
Para estimar la configuración de calentamiento en tejido mamario normal y en tejido mamario normal con tumor expuesto a radiación de microondas, se calcularon configuraciones de calentamiento tridimensionales de la tasa de absorción específica (SAR) usando la teoría de dominio temporal de diferencia finita y simulaciones por ordenador (Taflove, Computational Electrodynamics: The finite-difference time-domain method, Artech House, Inc., Norwood, Massachusetts, p. 642, 1995). Como se ilustra en la figura 7, estas simulaciones se realizaron modelando aplicadores de guía de ondas TEM-2 opuestos dobles (Celsion Corp., Columbia, Maryland) operando a 915 MHz. Los aplicadores se combinaron coherentemente para enfocar el haz irradiado a la posición central en tejido mamario normal homogéneo de 6 cm de grosor (mezcla de tejido graso y glandular). Se supone que los aplicadores irradian a través de láminas finas de plexiglass que simulan las chapas usadas para compresión de la mama en el sistema de hipertermia mamaria de red en fase adaptativa.
Cada guía de ondas metálica se carga en las paredes laterales con material de constante dieléctrica alta, que se utiliza para adaptar y conformar la radiación dentro de la abertura de guía de ondas. Los aplicadores de guía de ondas son polarizados linealmente con la alineación del campo E en la dirección y como en la figura 8. Una lámina plana de plexiglass de 3 mm de grosor está adyacente a cada aplicador y paralela a la abertura de guía de ondas. Entre los dos aplicadores TEM-2 opuestos hay un fantoma de tejido mamario normal homogéneo de 6 cm de grosor. El volumen restante está lleno de celdas cúbicas que modelan el aire.
Las distribuciones SAR se calcularon elevando al cuadrado la amplitud del campo eléctrico y multiplicando por la conductividad eléctrica del tejido. La SAR se describe con frecuencia en niveles (por lo general se designa 50% como la zona de calentamiento efectivo) con relación al valor SAR máximo de 100%. La SAR es proporcional al aumento inicial de la temperatura por unidad de tiempo ignorando los efectos del flujo sanguíneo y la conducción térmica.
Las configuraciones SAR se calcularon en los tres planos principales (xy, xz, yz) como se representa en las figuras 9 a 13 para tejido mamario normal homogéneo. La configuración en vista lateral de SAR (plano xy, z=0) (contornos de 75% y 50%) en tejido mamario normal homogéneo se representa en la figura 9. La configuración tiene en general forma de campana y está centrada entre los aplicadores TEM-2. La figura 10 muestra la configuración SAR vista desde arriba (plano xz, y=0) (contornos de 75% y 50%). La configuración exhibe una región SAR pequeña de 75% de forma elíptica rodeada por una región SAR de 50% de forma elíptica de tres lóbulos. El pequeño tamaño del SAR de 75% se debe a la forma de modo del campo eléctrico irradiado para este tipo de aplicador. La figura 11 muestra la vista de extremo (plano yz, x=0) de la configuración SAR (contornos de 75% y 50%). La configuración exhibe una pequeña región SAR de 75% de forma circular rodeada por una región SAR de 50% de forma elíptica de tres lóbulos de aproximadamente el tamaño del agujero de la guía de onda.
Los resultados mostrados en las figuras 9 a 11 muestran que un gran volumen de tejidos mamarios profundos se puede calentar por la red en fase adaptativa con aplicadores de guía de ondas TEM-2, mientras que los tejidos superficiales no se calientan sustancialmente. Los tejidos de alto contenido de agua expuestos a este campo grande de calentamiento se calentarán preferentemente en comparación con el tejido mamario normal circundante. Para demostrar el calentamiento selectivo (preferente), se embebieron dos tumores simulados de forma esférica de 1,5-cm de diámetro (constante dieléctrica 58,6, conductividad eléctrica 1,05 S/m) en el tejido mamario normal con una separación de 5 cm y el cálculo FDTD para la vista desde arriba se representa en la figura 12. Comparando este resultado con la figura 10, es claro que la configuración de SAR ha cambiado considerablemente y las dos regiones tumorales de alto contenido de agua se calientan selectivamente. Para mostrar la nitidez del calentamiento selectivo, la configuración SAR calculada a lo largo del eje z a x=0 cm se representa en la figura 13. Hay un pico pronunciado situado en las posiciones de los dos tumores, demostrando de nuevo el calentamiento selectivo de carcinoma de alto contenido de agua en comparación con el tejido mamario normal circundante. Cabría esperar resultados similares para lesiones benignas de mama tal como fibroadenomas y quistes.
Aunque el aparato de hipertermia aquí descrito se refiere al tratamiento de carcinomas de mama y lesiones benignas de mama, la invención es aplicable al tratamiento de otros tipos de cánceres tal como de próstata, hígado, pulmón, y ovario, así como a enfermedades benignas tal como hiperplasia prostática benigna (BPH). También se entiende que se puede usar un mayor o menor número aplicadores de red de antenas, o aplicadores de antena única, con resultados similares. Algunos de los métodos y técnicas aquí descritos también son aplicables a sistemas de hipertermia por ultrasonido en particular el uso de dosis de energía para el control con realimentación. La invención puede ser usada para mejorar la terapia radiactiva o para administración dirigida de medicamento y/o administración de terapia génica dirigida usando liposomas termosensibles. La invención también es aplicable a sistemas de hipertermia no médicos, tales como los usados para calentamiento industrial.

Claims (17)

1. Un aparato de hipertermia de red en fase de microondas adaptativa para irradiar selectivamente tejido mamario con energía de microondas enfocada, incluyendo dicho aparato:
al menos un primer y un segundo aplicador de guía de ondas de fase coherente (100) controlado por un algoritmo de red en fase adaptativa,
al menos una sonda de realimentación de campo E (175) para enfocar la radiación de microondas,
al menos un sensor de realimentación de temperatura (410) para supervisar una temperatura de la superficie de la piel para regular el nivel de potencia de microondas para calentar el tejido a una temperatura deseada,
medios de control para regular la potencia de microondas a administrar al tejido mamario en base a la temperatura supervisada
caracterizado porque dichos medios de control (250) son para verificar la dosis de energía de microondas suministrada a la mama y terminar el tratamiento cuando se ha suministrado una dosis total predeterminada de energía de microondas.
2. El aparato según la reivindicación 1, incluyendo además placas de compresión (200) para comprimir la mama entre 3 cm y 8 cm; y medios para regular la cantidad de compresión de la mama durante el tratamiento para comodidad de la paciente, donde las placas de compresión de mama (200) se hacen de plástico y tienen un grosor de entre 2 mm y 4 mm y contienen uno o varios agujeros de 4,5 a 6,5 cm de diámetro para permitir la formación de imágenes de tejidos mamarios y la colocación de la sonda de campo E con un transductor de ultrasonido.
3. El aparato según la reivindicación 1 o 2, donde los medios de control (250) pueden operar para establecer la potencia de microondas inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas (100);
para establecer la fase de microondas relativa inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas (100) para enfocar la energía de microondas a una sonda de campo E (175) colocada en el tejido mamario; y
para regular la potencia de microondas relativa a administrar a cada aplicador de guía de ondas durante el tratamiento en base a las temperaturas supervisadas de la piel.
4. El aparato según la reivindicación 1 o 2, incluyendo además dos sondas cutáneas de campo E no invasivas (185) a colocar en lados opuestos de la superficie de la piel de la mama, donde
los medios de control (250) pueden operar para establecer la potencia de microondas inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas;
para establecer la fase de microondas relativa inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas para enfocar la energía de microondas al tejido mamario a tratar;
para regular la fase de microondas suministrada a cada aplicador de guía de ondas para minimizar la potencia total recibida por dichas sondas cutáneas de campo E, creando por ello un campo enfocado en la mama;
para regular la potencia de microondas relativa a administrar a cada aplicador de guía de ondas durante el tratamiento en base a las temperaturas supervisadas de la piel.
5. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 4, incluyendo además sensores de sonda de temperatura (410) a unir a la superficie de la piel de la mama para supervisar la temperatura superficial de la piel.
6. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 5, incluyendo además ventiladores individuales para rodear la mama para enfriar la superficie de la piel de la mama por medio de un flujo regulable de aire (180), donde el aire es uno de aire acondicionado, refrigerado o a temperatura ambiente y el flujo de aire pasa por o alrededor de los aplicadores de guía de ondas.
7. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 6, donde la frecuencia de la energía de microondas está entre 100 MHz y 10 GHz.
8. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 7, donde los medios de control (250) pueden operar para regular la fase de microondas relativas suministrada a los dos aplicadores de guía de ondas de microondas; y donde la fase relativa se regula entre -180 grados y +180 grados antes y durante el tratamiento para crear un campo enfocado en el tejido mamario.
\newpage
9. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 8, donde la potencia de microondas inicial suministrada a cada aplicador de guía de ondas está entre 20 vatios y 60 vatios.
10. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 9, donde los medios de control (250) pueden operar para regular la potencia de microondas suministrada a cada aplicador de guía de ondas en el rango de 0 a 150 vatios durante el tratamiento para administrar la dosis deseada de energía de microondas y para evitar el recalentamiento de la piel.
11. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 10, incluyendo además medios para determinar la energía de microondas total suministrada a los aplicadores de guía de ondas y medios para visualizar (260) la energía total de microondas en el tiempo real durante el tratamiento.
12. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 11, donde la energía de microondas total suministrada a los aplicadores de guía de ondas para el tratamiento completo está entre 25 kilo Joules y 250 kilo Joules.
13. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 12, incluyendo además un sensor de temperatura adaptado para introducirse a una profundidad apropiada en el tejido mamario para supervisar la temperatura.
14. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 13, donde la dosis total de energía de microondas produce una dosis térmica equivalente total en las lesiones de la mama que es aproximadamente entre 40 minutos y 100 minutos con relación a 43 grados Celsius.
15. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 14, donde los medios de control (250) pueden operar para supervisar el nivel de potencia de microondas suministrado a la sonda de campo E donde la energía de microondas total recibida por la sonda de campo E se usa como realimentación para determinar la duración del tratamiento.
16. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 15, donde los medios de control (250) pueden operar para determinar
puntos límite alrededor de la sonda de campo E para obtener una forma geométrica para irradiar la mama; y para regular
la fase relativa de la energía de microondas aplicada a cada aplicador de guía de ondas de manera que la energía de microondas enfocada aplicada explore la forma geométrica determinada irradiando por lo tanto una zona más grande de la mama.
17. El aparato según una de las reivindicaciones 1 a 16, incluyendo además:
medios para llevar a cabo técnicas termométricas no invasivas incluyendo una de infrarrojos, láser, ultrasonido, tomografía de impedancia eléctrica, formación de imágenes por resonancia magnética, y radiometría, para supervisar temperaturas a una profundidad apropiada en el tejido mamario y en la superficie de la piel.
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