ES2302865T3 - Metodo y sistema para examinar tejido segun las propiedades dielectricas del mismo. - Google Patents
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Abstract
Sistema para examinar tejido con el fin de diferenciar el tejido (15a, 35a, 45) examinado de otro tejido según las propiedades dieléctricas del tejido (15a, 35a, 45) examinado, comprendiendo el sistema: una sonda (10, 30, 40, 50) que tiene un conductor (12, 32, 42) interior aislado de, y encerrado por, un conductor (11, 31, 41) exterior, estando abierto dicho conductor (11, 31, 41) exterior en un extremo y extendiéndose pasado el conductor (12, 32, 42) interior en la dirección axial, para definir una cavidad (14, 34, 44) abierta en dicho un extremo de la sonda (10, 30, 40, 50); una línea (51) de transmisión en el extremo opuesto de dicha sonda (10, 30, 40, 50); un generador (54) de impulsos para aplicar al extremo opuesto de dicha sonda (10, 30, 40, 50) un impulso eléctrico que genera un campo eléctrico marginal en dicha cavidad (14, 34, 44), estando cerrada dicha cavidad (14, 34, 44) abierta por dicho tejido (15a, 35a, 45) examinado, de manera que se produce un impulso eléctrico reflejado desde el tejido (15a, 35a, 45) examinado; un detector (55) para detectar dicho impulso eléctrico reflejado; y un procesador (53) de datos para comparar las características eléctricas de dicho impulso eléctrico reflejado con respecto a dicho impulso eléctrico aplicado para producir una indicación de las propiedades dieléctricas de dicho tejido (15a, 35a, 45) examinado, en el que dicho conductor (12, 32, 42) interior incluye una punta dentro de dicha cavidad (14, 34, 44) abierta, punta que está formada con al menos dos diámetros (32a y 32b) diferentes para mejorar dicho campo eléctrico marginal.
Description
Método y sistema para examinar tejido según las
propiedades dieléctricas del mismo.
La presente invención se refiere a un método y
un aparato para examinar tejido con el fin de diferenciar el tejido
examinado de otro tejido según las propiedades dieléctricas del
tejido examinado. La invención es particularmente útil para
diferenciar tejido canceroso, particularmente, tejido de cáncer de
mama, de tejido sano normal y, por tanto, se describe a continuación
particularmente con respecto a esta aplicación.
El cáncer de mama es la segunda causa principal
de muertes por cáncer en mujeres en la actualidad (tras el cáncer de
pulmón) y es la segunda forma más común de cáncer entre las mujeres
(tras el cáncer de piel). Según la Organización Mundial de la Salud,
este año se diagnosticará a más de 1,2 millones de personas con
cáncer de mama en todo el mundo. La American Cancer Society
(Sociedad Estadounidense contra el Cáncer) estima que en 2001, se
diagnosticarán aproximadamente 192.200 nuevos casos de cáncer de
mama invasivo (estadios I-IV) entre las mujeres en
los Estados Unidos; y se diagnosticará a otras 46.400 mujeres con
carcinoma ductal in situ (CDIS), un cáncer de mama no
invasivo. Aunque mucho menos común, el cáncer de mama también se
produce en hombres, estimándose que se diagnosticarán 1.500 casos en
hombres en 2001. Además se estima que se producirán 40.600 muertes
en 2001 por cáncer de mama (40.200 entre las mujeres, 400 entre los
hombres) en los Estados Unidos. La tasa de incidencia de cáncer de
mama (número de nuevos cánceres de mama por cada 100.000 mujeres)
aumentó en aproximadamente el 4% durante los años 1980 pero se
estabilizó en 100,6 casos por cada 100.000 mujeres en los años 1990.
Los índices de mortalidad por cáncer de mama también disminuyeron
significativamente entre 1992 y 1996, produciéndose las mayores
disminuciones entre las mujeres más jóvenes. Los expertos médicos
atribuyen la disminución en las muertes por cáncer de mama a la
detección más temprana y a los tratamientos más eficaces.
Actualmente la mamografía es la mejor modalidad
de exploración disponible para la detección temprana del cáncer de
mama. Si la mamografía encuentra una legión de subespecie, se indica
al individuo que se someta a biopsia u otros métodos de exploración
avanzados, como ultrasonidos, o RMN, TC, etc. Sólo el 20% de las
mujeres que se someten a biopsia continúan con un tratamiento
quirúrgico. El método tradicional para la confirmación histológica
supone biopsia por cirugía abierta. Una alternativa es la biopsia
guiada por imágenes, que es menos invasiva y más costosa. El número
total de biopsias de mama en los EE.UU. es de aproximadamente 1,2 M
por año. La biopsia abierta en sí misma es una intervención
quirúrgica en la que se abre la mama y se extrae el tumor o bulto,
preferiblemente de forma completa.
Sin embargo, el método tradicional de biopsia no
siempre es satisfactorio y no logra eliminar satisfactoriamente la
lesión apropiada en aproximadamente el 0,5-17% de
los casos. Algunas de las razones dadas para las biopsias no
satisfactorias incluyen: 1) mala colocación radiológica del hilo de
localización; 2) desplazamiento preoperatorio e intraoperatorio del
hilo; 3) deficiencia e inexactitud quirúrgicas en la escisión del
tejido apropiado; 4) fracaso en la obtención de una radiografía de
la muestra; y 5) fracaso en la localización por parte del patólogo
del foco de la enfermedad cuando se busca a través de una muestra de
tejido más grande facilitada por el cirujano.
Todas las razones anteriores se derivan de un
problema fundamental de que durante la cirugía el cirujano no tiene
una indicación o delimitación en tiempo real del tumor. Debido a la
dificultad para delimitar con precisión el tejido canceroso, el
cirujano puede extirpar más de lo que era realmente necesario para
garantizar mejor que se ha eliminado todo el tumor.
En la actualidad, las mujeres con cáncer de mama
de estadio I y estadio II son candidatas para tratamiento con
mastectomía radical modificada y con reconstrucción inmediata.
También está disponible el tratamiento conservador de la mama
(TCM). El tratamiento conservador de la mama consiste en la
eliminación quirúrgica de un nódulo mamario y del panículo adiposo
auxiliar que contiene los ganglios linfáticos auxiliares
(aproximadamente una cuarta parte de la mama). Esto va seguido por
radioterapia de la mama y las zonas auxiliares en algunos casos.
Este tipo de operación, la evaluación precisa del margen o
delimitación del tejido canceroso durante la operación es crucial
para el éxito del procedimiento puesto que el objetivo es eliminar
el tumor completamente mientras se minimiza el daño para la
mama.
Este equilibrio entre la eliminación completa
del tumor y la conservación de la mama normalmente es difícil de
optimizar porque el cirujano generalmente no conoce los márgenes
reales del tumor. Si el cirujano pudiera delimitar claramente los
márgenes del tumor durante la operación mediante un detector de
márgenes en línea, este equilibrio podría optimizarse mejor.
La capacidad de reconocer células cancerosas, y
especialmente células de cáncer de mama, usando bioimpedancia está
bien establecida en la bibliografía biomédica^{5,6,7,8}. El método
habitual para medir la bioimpedancia es introduciendo una muestra
en una cámara especial y aplicando una corriente AC a su través
mientras se registra la tensión a través de la muestra en cada
frecuencia^{9,10}. Los métodos más modernos se basan en matrices
de electrodos múltiples que se conectan al cuerpo humano y miden
cambios fisiológicos y patológicos. Algunos de los métodos se
dirigen a localizar las células tumorales dentro del cuerpo humano y
a formar una imagen^{11,12}. Aunque este método está aprobado por
la FDA, carece de la exactitud necesaria para un dispositivo de
exploración principalmente debido a las limitaciones inherentes de
las longitudes de onda largas y el ruido de los electrodos de
contacto.
Otra técnica, basada en la bioimpedancia
magnética^{13}, mide la bioimpedancia mediante inducción
magnética. Esta técnica consiste en una única bobina que actúa
tanto como una fuente electromagnético como un receptor que
funciona normalmente en el intervalo de frecuencia
1-10 MHz. Cuando la bobina está colocada en una
relación geométrica fija con respecto a un cuerpo conductor, el
campo eléctrico alterno en la bobina genera corriente eléctrica de
Foucault. Un cambio en la bioimpedancia induce cambios en la
corriente de Foucault y, como resultado, un cambio en el campo
magnético de esas corrientes de Foucault. La bobina actúa como un
receptor para detectar tales cambios. Los experimentos con esta
técnica lograron una sensibilidad del 95% y una especificidad del
69%, diferenciando entre el 1% de tumor metastásico y el 20% de
tumor metastásico. La diferenciación entre el tejido tumoral y el
normal es incluso menor.
Aunque no se entiende completamente el mecanismo
exacto responsable de la impedancia del tejido en determinadas
frecuencias, el mecanismo general^{14,15} se explica bien mediante
modelos semiempíricos que están apoyados por
experimentos^{16,17,18}.
En la bibliografía de patentes se describen
variaciones en la impedancia eléctrica del tejido humano para
proporcionar indicaciones de tumores, lesiones y otras anomalías.
Por ejemplo, las patentes estadounidenses 4.291.708; 4.458.694;
4.537.203; 4.617.939 y 4.539.640 muestran a modo de ejemplo sistemas
de la técnica anterior para la caracterización tisular mediante el
uso de sondas de múltiples elementos que se presionan contra la
piel del paciente y miden la impedancia del tejido para generar un
mapa de impedancia bidimensional. Otras técnicas anteriores de este
tipo se describen en los documentos WO 01/43630; US 4.291.708 y US
5.143.079. Sin embargo, los dispositivos anteriores usan un
conjunto de electrodos que deben ponerse en contacto eléctrico con
el tejido o el cuerpo y, por tanto, el contacto es normalmente una
fuente de ruido y también limita la maniobrabilidad de la sonda
sobre el órgano.
Otras patentes anteriores, por ejemplo las
patentes estadounidenses 5.807.257; 5.704.355 y 6.061.589 usan
dispositivos milimétricos y de microondas para medir la
bioimpedancia y para detectar tejido anómalo. Estos métodos dirigen
una radiación de propagación libre o una radiación guiada mediante
una guía de ondas, hacia el órgano. Se enfoca la radiación en un
volumen relativamente pequeño dentro del órgano y entonces se mide
la radiación reflejada. Sin embargo, estos métodos carecen de
exactitud y resolución espacial puesto que están limitados por el
límite de difracción.
Otra técnica de la técnica anterior se basa en
la medición de la frecuencia de resonancia de un resonador a medida
que resulta influido por la impedancia del tejido. Esta técnica
también usa radiación de una antena, normalmente una antena dipolo
pequeña unida a una línea coaxial. Aunque sin contacto, el
dispositivo realmente mide valores promedio dentro del órgano y su
capacidad para detectar un tumor pequeño es dudosa. Una técnica
anterior similar se describe en Xu, Y., et al. "Theoretical
and Experimental Study of Measurement of Microwave Permitivity
using Open Ended Elliptical Coaxial Probes". IEEE Trans
AP-40(1), enero de 1992, págs.
143-150.3. La patente estadounidense 6.109.270
(2000 NASA) describe un concepto de medición con un instrumento de
modalidad múltiple para la identificación del tejido en
aplicaciones neuroquirúrgicas en tiempo real.
Otra técnica anterior conocida incluye una sonda
coaxial de extremo abierto^{2,3,4} que tiene un cable conductor
central rodeado por un aislante y encerrado en una protección
externa. Este tipo de punta genera tanto una onda evanescente de
campo cercano como una onda de propagación de campo lejano. La onda
de propagación no es deseable porque interfiere con la onda
evanescente de campo cercano. Con el fin de minimizar la onda de
propagación, los investigadores intentaron usar cable coaxial con
diámetros cada vez más pequeños. Pero finalmente, las grandes
pérdidas de energía y la difícil construcción limitaron esta
dirección.
Otros instrumentos médicos existentes
proporcionan diagnósticos generales para la detección de interfases
entre diferentes tipos de tejidos, tales como tejido canceroso y
tejido sano, etc. Sin embargo, tales detecciones se han limitado
clínicamente a exploraciones preoperatorias, o demandan grandes
máquinas de exploración que cuestan muchos millones de dólares,
como RMN, TC, mamografía. Además, los intentos en tiempo real para
usar estos métodos de detección son muy sensibles al movimiento del
cuerpo y realmente no pueden usarse para colocar el bisturí o la
aguja de biopsia. Los dispositivos existentes proporcionan datos de
diagnóstico de uso limitado puesto que el tejido tomado como
muestra o eliminado depende enteramente de la exactitud con la que
se traduce la localización facilitada por TC o RMN o exploración
preoperatorios en el sitio de biopsia intracraneal. Cualquier
movimiento del órgano o del dispositivo de localización da como
resultado un error en la localización de la biopsia. Además, no se
proporciona ninguna información sobre el tejido que se está cortando
mediante la aguja o el bisturí.
Así, está bien establecida la detección de
tejidos con cáncer de mama mediante la medida de la bioimpedancia y
se ha demostrado la capacidad de esta técnica para delimitar células
cancerosas dentro del cuerpo. Sin embargo, en la actualidad no hay
ningún dispositivo de medida de la impedancia en tiempo real fiable
de exactitud suficientemente alta para la caracterización del
tejido local y de resolución espacial comparable a la proporcionada
por la mamografía.
Un objeto de la presente invención es
proporcionar un método y también un sistema que tenga ventajas en
uno o más de los aspectos anteriores para examinar tejido con el
fin de diferenciar el tejido examinado de otro tejido según las
propiedades dieléctricas del tejido examinado. Otro objeto de la
invención es proporcionar un método y un sistema que permitan la
diferenciación más precisa de una manera en tiempo real del tejido
canceroso del tejido sano, normal.
Según un aspecto amplio de la presente
invención, se proporciona un método de examinar tejido con el fin de
diferenciarlo de otro tejido según las propiedades dieléctricas del
tejido examinado, que comprende: aplicar un impulso eléctrico al
tejido que va a examinarse mediante una sonda formada con una
cavidad abierta de manera que la sonda genera un campo eléctrico
marginal en el tejido examinado dentro de dicha cavidad y produce un
impulso reflejado desde el mismo, penetrando radiación
insignificante en otros tejidos o cuerpos biológicos cerca del
tejido examinado; detectar el impulso eléctrico reflejado; y
comparar las características eléctricas del impulso eléctrico
reflejado con respecto al impulso eléctrico aplicado para
proporcionar una indicación de las propiedades dieléctricas del
tejido examinado.
Según un aspecto más específico de la presente
invención, se proporciona un método de examinar tejido con el fin
de diferenciarlo de otro tejido según las propiedades dieléctricas
del tejido examinado, que comprende: proporcionar una sonda que
tiene un conductor interior aislado de, y encerrado por, un
conductor exterior abierto en un extremo y que se extiende
ligeramente pasado el conductor interior en la dirección axial, para
definir una cavidad abierta en un extremo de la sonda; aplicar la
sonda al tejido que va a examinarse de manera que el tejido
examinado cierra la cavidad abierta en un extremo de la sonda;
aplicar, mediante una línea de transmisión en el extremo opuesto de
la sonda, un impulso eléctrico que genera un campo eléctrico
marginal en la cavidad cerrada por el tejido examinado, y que
produce un impulso eléctrico reflejado desde el mismo; detectar el
impulso eléctrico reflejado; y comparar las características
eléctricas del impulso eléctrico reflejado con respecto al impulso
eléctrico aplicado para proporcionar una indicación de las
propiedades dieléctricas del tejido examinado.
El campo eléctrico marginal es un campo
eléctrico que existe en los bordes de un conductor cargado.
Normalmente, un campo eléctrico marginal es un campo de CC, pero en
el presente caso es un campo dependiente del tiempo puesto que su
fuente es un impulso de tensión. La cavidad abierta definida por los
conductores interior y exterior sirve como una sonda de condensador
pequeña en la que se genera el campo marginal eléctrico entre los
conductores interior y exterior. Cuando se transmite un impulso a
través de la línea de transmisión a la cavidad abierta de la sonda
cerrada por el tejido que se está examinando, el impulso se refleja
de vuelta hacia la línea de transmisión. Por lo general, la
reflexión depende de la impedancia de la región en la cavidad
abierta de la sonda, impedancia que depende de las propiedades
dieléctricas del tejido examinado que cierra el extremo abierto de
la cavidad. En consecuencia, el impulso reflejado lleva consigo
información acerca las propiedades dieléctricas del tejido
examinado. Estas propiedades producen un cambio en el perfil del
dominio temporal del impulso reflejado.
Las características eléctricas del impulso
eléctrico reflejado se comparan con las del impulso eléctrico
aplicado (incidente) mediante la toma de muestras de ambos impulsos
eléctricos a una pluralidad de intervalos de tiempo separados, por
ejemplo, cada 0,2 nanosegundos, y comparando las magnitudes de
tensión de los dos impulsos eléctricos en los intervalos de tiempo
separados. Ambos impulsos se transforman entonces mediante una
función FFT en el dominio frecuencial, es decir, amplitud y fase
para cada frecuencia. Entonces se calcula el coeficiente de
reflexión en el dominio frecuencial; y después se calcula la
impedancia compleja del tejido dependiente de la frecuencia usando
la rotación teórica entre impedancia y reflexión.
Así, se observará que cuando el tejido examinado
está situado en la región de la cavidad abierta definida por los
conductores interior y exterior de la sonda, el campo eléctrico
marginal penetra en la cavidad abierta. Esta penetración se debe a
la conductividad relativamente baja del tejido. Dado que el campo
eléctrico marginal penetra en el tejido, el perfil de acumulación
del campo eléctrico marginal depende de las propiedades dieléctricas
del tejido que producen los cambios en el impulso eléctrico
reflejado generado por la aplicación del impulso eléctrico aplicado
(incidente) a la cavidad abierta.
Según características adicionales en las
realizaciones preferidas de la invención descritas a continuación,
el conductor interior incluye una punta dentro de la cavidad
abierta, punta que está formada con al menos dos diámetros
diferentes para mejorar el campo eléctrico marginal.
Preferiblemente, la punta del conductor interior lleva una
pluralidad de proyecciones eléctricamente conductoras finas y
afiladas, o dientes, para mejorar el campo eléctrico marginal. En
la realización preferida descrita a continuación, el espesor de
estas proyecciones o dientes, cuando se usan, es desde algunas
micras hasta aproximadamente 200 micras.
Preferiblemente, las características eléctricas
obtenidas anteriormente del tejido examinado se comparan con
proyecciones dieléctricas almacenadas previamente de tejidos
normales y cancerosos conocidos para constituir un primer nivel de
caracterización del tejido examinado. Puede realizarse un segundo
nivel de caracterización del tejido examinado para reducir
ambigüedades mediante la comparación de los parámetros de
Cole-Cole del tejido examinado con los almacenados
previamente de tejidos normales y cancerosos conocidos. Puede
realizarse un tercer nivel de caracterización del tejido examinado
para reducir adicionalmente ambigüedades mediante la comparación de
similitudes entre curvas tridimensionales del tejido examinado con
las almacenadas previamente de tejidos normales y cancerosos
conocidos.
Tal como se describirá más particularmente a
continuación, el método de la presente invención, que se basa en la
generación de un campo eléctrico marginal penetrando radiación
insignificante en el propio tejido, elimina casi completamente la
onda de propagación, mientras que se reducen significativamente las
reflexiones de la onda evanescente.
Así, el método de la presente invención debe
diferenciarse del de la técnica anterior, tal como la patente
estadounidense 6.173.604, que utiliza un microscopio de barrido por
microondas que tiene una punta de conducción afilada que se
extiende a través de la pared de extremo de un resonador, para
reducir el efecto de la onda de propagación. Una sonda conocida de
este tipo no puede usarse para medir tejido biológico sin dañar el
propio tejido; además, la onda evanescente de una sonda conocida de
este tipo penetrará en todo el cuerpo humano. Además, dado que una
técnica conocida de este tipo se basa en la medición de la potencia
promedio, y no en la medición de la tensión, no puede calcular
propiedades dieléctricas en el dominio temporal. Además, el
intervalo de frecuencia en un método de este tipo está en la región
de microondas del espectro electromagnético. Otras diferencias son
que no es flexible y que no puede manejarse manualmente.
Características y ventajas todavía adicionales
de la invención resultarán evidentes a partir de la descripción a
continuación.
La invención se describe en el presente
documento, a modo de ejemplo únicamente, con referencia a los
dibujos adjuntos, en los que:
las figuras 1a, 1b y 1c ilustran tres sondas de
la técnica anterior para examinar tejido con el fin de diferenciarlo
de otro tejido según las propiedades dieléctricas del tejido
examinado;
la figura 2 ilustra esquemáticamente una forma
de sonda construida según la presente invención para examinar
tejido con el fin de diferenciarlo de otro tejido según las
propiedades dieléctricas del tejido examinado;
las figuras 3a y 3b son diagramas útiles para
explicar la presente invención,
la figura 4 ilustra esquemáticamente una sonda
construida según una realización de la invención;
la figura 5 ilustra esquemáticamente una sonda
construida según otra realización de la invención;
la figura 6 ilustra esquemáticamente una sonda
construida según la invención conectada a una unidad externa
mediante una línea coaxial flexible;
la figura 7 ilustra esquemáticamente los
componentes de la unidad externa en el sistema de la figura 6;
la figura 8 ilustra el conector entre los
componentes de la unidad externa y la línea coaxial para la sonda
en las figuras 4 y 5;
las figuras 9a y 9b ilustran el proceso de
digitalización de las señales tanto incidente como reflejada, y la
matriz de datos resultante;
las figuras 10a - 10d son gráficos que ilustran
la manera de comparar las características eléctricas del impulso
reflejado producido por el tejido examinado con el impulso incidente
aplicado al tejido examinado;
la figura 11 ilustra un impulso incidente típico
y un impulso reflejado típico cuyas características eléctricas se
comparan; y
la figura 12 son formas de onda útiles para
explicar la manera en la que se comparan las características
eléctricas de los impulsos eléctricos incidentes y reflejados.
Las figuras 1a - 1c ilustran construcciones de
sondas típicas de la técnica anterior para examinar tejido tal como
se describió brevemente antes.
Así, la figura 1a ilustra una sonda 2 de la
técnica anterior que incluye un conductor 2a eléctrico exterior y
un conductor 2b eléctrico interior aislado del conductor exterior
mediante un dieléctrico 2c. Cuando se aplica un impulso eléctrico
al extremo 2f de la sonda 2, el tejido 2e que cierra la cavidad 2d
abierta de la sonda generará un impulso reflejado. Sin embargo, la
generación de un impulso reflejado de este tipo implicará radiación
tanto de campo cercano como de campo lejano porque los extremos de
los dos conductores 2a, 2b terminan en el mismo plano. El mecanismo
de reflexión es fuertemente dependiente de la reflexión del campo
lejano, de modo que los parámetros dieléctricos del impulso
reflejado generado realmente están promediados con respecto al
cuerpo relativamente grande del tejido 2e, sin mejora del campo
eléctrico cerca del tejido tomado como muestra.
La figura 1b ilustra una sonda 3 de una
construcción similar, incluyendo un conductor 3a eléctrico exterior
y un conductor 3b eléctrico interior aislado del conductor exterior
mediante un dieléctrico 3c, excepto en que el conductor 3a exterior
está equipado con una pestaña 3g vuelta hacia fuera enganchada
mediante el tejido 3e examinado. Por tanto, el mecanismo de
reflexión en la sonda 3 ilustrado en la figura 1b será similar al
descrito anteriormente con respecto a la sonda 2 en la figura
1a.
La figura 1c ilustra una sonda 4 similar a la
descrita en la figura 1a, excepto en que el conductor 4a exterior
está formado con una pared 4g de extremo que tiene una abertura 4h
pequeña en la misma, y el conductor 4c interior está formado con
una punta 4i afilada que se extiende a través de la abertura 4h en
la pared de extremo del conductor exterior. Una construcción de
este tipo produce un resonador que reduce la onda de propagación.
Sin embargo, esta construcción de sonda no puede usarse eficazmente
para medir tejido biológico sin dañar el tejido. Además, la onda
evanescente producida por esta sonda penetrará en todo el cuerpo
humano. Además, una sonda de este tipo se basa en la medición de la
potencia promedio y no en la medición de la tensión y, por tanto,
no puede calcular las propiedades dieléctricas en el dominio
temporal. Además, una sonda de este tipo funciona generalmente en
la región de microondas del espectro electromagnético. Finalmente,
las sondas de este tipo generalmente no son flexibles y no pueden
manejarse manualmente.
La figura 2 ilustra una sonda construida según
la presente invención y que proporciona una o más ventajas en los
aspectos anteriores con respecto a las construcciones de técnica
anterior ilustradas en las figuras 1a - 1c.
La sonda ilustrada en la figura 2, y designada
generalmente 10 en la misma, también incluye un conductor 11
exterior y un conductor 12 interior aislado del conductor exterior
mediante un cuerpo 13 de aislamiento. Por ejemplo, el conductor 11
exterior puede ser de aluminio, el conductor 12 interior de cobre y
el dieléctrico 13 de un polímero fluorado, tal como "Teflon"
(marca comercial registrada). Los conductores interior y exterior
están abiertos en un extremo para definir una cavidad 14 abierta que
está aplicada a, y cerrada por, el tejido 15 que se está
examinando. Sin embargo, en este caso el extremo abierto del
conductor 11 exterior se extiende pasado ligeramente el conductor
12 interior en la dirección axial, de manera que el conductor 12
interior termina hacia el interior del conductor exterior dentro de
la cavidad 14 abierta.
Preferiblemente, el extremo del cuerpo 13 de
aislamiento que define la cavidad 14 abierta está cubierto por una
capa fina, lisa, de aislamiento 16, tal como una película de
silicona, por ejemplo, aplicada mediante inmersión o
pulverización.
La sonda ilustrada en la figura 2 se usa de la
misma manera que la descrita anteriormente con respecto a la figura
1a, porque la cavidad 14 abierta de la sonda se aplica contra el
tejido 15 que se está examinando de manera que el tejido cierra la
cavidad abierta. Sin embargo, dado que el tejido 15 es deformable
por el extremo de la sonda, y dado que el conductor 12 interior
termina hacia el interior del conductor 11 exterior, se hace que
una parte del tejido penetre dentro de la cavidad abierta, tal como
se muestra en 15a.
Otras diferencias en la sonda ilustrada en la
figura 2, con respecto a la construcción de la técnica anterior
ilustrada en la figura 1a, son que el conductor 11 exterior está
ahusado en el extremo 11a exterior, y la punta del conductor 12
interior dentro de la cavidad 14 abierta está reducida en diámetro
para formar una sección 12a de diámetro grande, una sección 12b de
diámetro pequeño, bordes 12c y 12d anulares relativamente afilados
en la unión de estas dos secciones y un borde 12e anular afilado en
la punta exterior de la sección 12b, todos dentro de la cavidad 14
abierta.
En el extremo opuesto, la sonda está conectada a
una clavija 17 de tipo SMA y a un conector 18 de tipo SMA.
Como ejemplo, la longitud de la sonda puede ser
de 10 mm y puede tener un diámetro exterior de 3,5 mm; el conductor
12 interior puede tener una longitud de 9 mm y un diámetro de 1,0
mm, mientras que su punta puede tener una longitud de 1 mm y un
diámetro de 0,1 mm; y la capa 16 de aislamiento fina puede ser de
caucho de silicona o de un barniz y tener un espesor de
aproximadamente 30 \mum.
Una construcción de sonda de este tipo
proporciona varias ventajas. Así, la generación del impulso
reflejado producido en la cavidad 14 abierta está acompañada por
radiación insignificante que penetra en el cuerpo conectado al
tejido 15 examinado. Además, la disposición de los dos diámetros en
el conductor 12 interior, particularmente los bordes 12c, 12d y 12e
anulares afilados de las dos secciones 12a, 12b de conductor dentro
de la cavidad 14 abierta, produce una carga eléctrica concentrada
en estos bordes que mejora el campo eléctrico entre el conductor
interior y el conductor exterior precisamente en la región que aloja
el tejido 15 examinado. Por tanto, la mayor parte de la disipación
de energía en la sonda ilustrada en la figura 2 tiene lugar dentro
de la pequeña parte 15a del tejido examinado que penetra dentro de
la cavidad 14 abierta de la sonda; la energía restante se refleja
de vuelta hacia la línea de transmisión conectada al extremo opuesto
de la sonda. Además, la mejora del campo eléctrico en la zona de
tejido casi no deja energía fuera de esa zona para penetrar en el
cuerpo de tejido.
Aunque el cálculo teórico exacto es bastante
difícil, puede ilustrarse el mecanismo físico del funcionamiento de
la sonda ilustrada en la figura 2 mediante los dos casos ilustrados
esquemáticamente en las figuras 3a y 3b.
La figura 3a ilustra un caso teóricamente ideal
para examinar tejido, en el que una sonda 20 incluye una cavidad 24
cerrada definida por un conductor 21 exterior que tiene una pared
21a de extremo, y un conductor 22 interior. El tejido 25 examinado
se sitúa completamente dentro de la cavidad 24 cerrada. Dado que la
punta del conductor 22 interior está rodeada por el tejido 25, está
claro que no puede producirse ninguna fuga de radiación fuera de la
cavidad que está completamente cerrada mediante el conductor 21
exterior. Por tanto, el impulso reflejado resultará influido por la
impedancia del tejido 25 examinado. Una construcción de este tipo
puede ser práctica en pruebas independientes de tejido biológico,
pero no en aplicaciones que requieren pruebas en línea o en tiempo
real del tejido en las que el tejido que va a examinarse todavía
está conectado al cuerpo de tejido principal.
La figura 3b ilustra un caso en el que el tejido
25 examinado está completamente dentro de una cavidad 24' abierta
definida por el conductor 21 exterior y el conductor 22 interior,
pero aquí el conductor exterior se extiende una distancia
considerable pasado el conductor interior de manera que encierra
completamente el tejido que se está examinando. En una construcción
de este tipo, la fuga de radiación de nuevo es insignificante, pero
la construcción no resulta práctica para el examen en tiempo real
del tejido puesto que la longitud de la cavidad abierta es
demasiado larga para que el tejido examinado (vivo) penetre en ella
tal como se muestra sin separarlo del cuerpo de tejido
principal.
La figura 4 ilustra la construcción de una sonda
30 según la presente invención y similar a la de la figura 2. Así,
la sonda 30 también incluye un conductor 31 exterior y un conductor
32 interior aislado del mismo mediante un aislamiento 33 y que
termina ligeramente hacia el interior del conductor exterior de
manera que define una cavidad 34 abierta en la que va a penetrar el
cuerpo de tejido 35 que se está examinando. Además, en la sonda
ilustrada en la figura 3, al igual que en la figura 2, la punta del
conductor 32 interior dentro de la cavidad 34 abierta está reducida
en diámetro para definir una sección 32a de diámetro grande, una
sección 32b de diámetro pequeño y bordes 32c, 32d y 32e anulares
afilados, que mejoran el campo eléctrico dentro de la cavidad
34.
En la sonda 30 ilustrada en la figura 4, el
extremo 31a del conductor 31 exterior que define la cavidad 34
abierta está reducido en diámetro para definir una sección 31b
ahusada y una abertura 31c de diámetro relativamente pequeño para
alojar el cuerpo de tejido 35 que se está examinando. Sin embargo,
la capacidad de deformación del tejido 35 permite que una parte
significativa del mismo, mostrada en 35a, entre en la cavidad 34, e
influya así en el impulso reflejado generado en la misma.
La figura 5 ilustra otra sonda 40 construida
según la presente invención porque también incluye un conductor 41
exterior y un conductor 42 interior aislado del mismo mediante un
aislamiento 43, terminando el conductor interior hacia el interior
del conductor exterior para definir una cavidad 44 abierta para
alojar el tejido 45 que va a examinarse, similar a la construcción
de la figura 2. Sin embargo, en este caso el campo eléctrico
marginal dentro de la cavidad 44 se mejora equipando la punta del
conductor 42 interior, situada dentro de la cavidad 44 abierta, con
una pluralidad de proyecciones finas, afiladas, o dientes 46.
Preferiblemente, las proyecciones o dientes 46 tienen desde algunas
micras hasta algunas decenas de micras de diámetro, y son de un
material eléctricamente conductor tal como nanotubos de grafito,
aluminio, cobre, materiales inoxidables, etc.
La figura 6 ilustra un montaje que incluye una
sonda 50, tal como la ilustrada en la figura 4, acoplada a un
extremo de una línea 51 coaxial flexible; el extremo opuesto de la
línea 51 coaxial está conectado a una unidad 52 externa para
suministrar los impulsos a la sonda. La unidad 52 externa se ilustra
más particularmente en la figura 7, como que incluye un ordenador
53, una fuente 54 de impulsos y una unidad 55 de digitalización.
Cuando está conectada a la sonda 50, la línea 51
está lo más próxima posible a una línea abierta ideal. En general,
el modo de campo eléctrico sobre la apertura definida por la cavidad
abierta (por ejemplo 34, figura 4) en el extremo de la sonda (30,
figura 4), y cerrada por el tejido examinado (15) en el modo coaxial
viene dado por la siguiente ecuación:
(Ec. 1)Er =
-V/[rlog(b/a)]
en la que: "V" es la tensión
entre los conductores central y exterior en el extremo abierto;
"a" es el radio del conductor interior; y "b" es el radio
del conductor exterior. Cuando el conductor interior está formado
con los bordes anulares afilados en la cavidad abierta (por ejemplo,
los bordes 12c - 12e, figura 2, o los bordes 32c - 32e, figura 4),
para mejorar el campo eléctrico dentro de la cavidad abierta, el
radio "a" debe modificarse
apropiadamente.
Cuando el conductor interior termina antes que
el extremo de la línea tal como se muestra, el campo eléctrico en
la zona de la cavidad abierta formada en el extremo de la línea es
el campo marginal del modo coaxial; en este caso no hay radiación
de campo lejano y casi no hay campo cercano fuera de la línea
coaxial.
Además, cuando la punta del conductor interior
está reducida en diámetro tal como se muestra en la figura 2 o la
figura 4, y particularmente cuando está conectada a elementos mucho
más finos tales como la pluralidad de proyecciones o dientes tal
como se muestra en la figura 5, se cambia el modo de campo eléctrico
alrededor de estos elementos desde el modo coaxial hasta un modo
coaxial modificado, produciendo un campo marginal eléctrico mucho
más fuerte cerca de los elementos. La deformación del tejido
biológico permite que penetre en el espacio de la cavidad abierta
en el extremo de la sonda entre el conductor central y el conductor
exterior. De esta forma, una pequeña parte del tejido biológico
está situado en el campo eléctrico marginal y es responsable de la
mayor parte de la reflexión del impulso de tensión aplicado de nuevo
en la línea 51 de transmisión. Así, la mayor parte de la reflexión
se produce dentro de la propia la sonda; además tanto las ondas
evanescentes como las ondas de propagación se eliminan
sustancialmente. La impedancia de salida de la sonda depende así en
gran medida de la impedancia del tejido biológico. Como resultado,
el impulso reflejado detectado por la sonda depende sustancialmente
de las propiedades dieléctricas del propio tejido y no, como en el
caso en el que se toman muestras del tejido mediante una línea
coaxial de extremo abierto convencional, de las propiedades
dieléctricas del material circundante. Esto permite calcular la
impedancia del tejido del que se toman muestras sin afectar, o sin
resultar afectado por, los tejidos circundantes.
Tal como se muestra en la figura 7, dos
conjuntos de cables 56, 57 conectan el ordenador 53 a la unidad 54
de fuente de impulsos y a la unidad 55 de digitalización. Un
conjunto de cables 56 son los cables de control temporal utilizados
para transmitir señales de activación a la unidad 54 de fuente de
impulsos y a la unidad 55 de digitalización; mientras que el otro
conjunto de cables 57 son los cables de transferencia de datos
utilizados para transferir datos desde y hasta el ordenador 53.
El ordenador 53 controla las duraciones de los
impulsos y las tasas de repetición, así como la tensión de los
impulsos. Preferiblemente, los impulsos deben tener una duración del
orden de nanosegundos o picosegundos. Las tasas de repetición
pueden ser de algunos hercios a algunos gigahercios.
La figura 8 ilustra las conexiones eléctricas
entre la línea 51 coaxial flexible conectada en un extremo a la
unidad 54 de fuente de impulsos y la unidad 55 de digitalización, y
en el extremo opuesto a la sonda 50. Tal como se muestra en la
figura 8, estas conexiones se realizan mediante un conector 58 en T
que tiene un soporte 58a conectado a la línea 51 coaxial, un
segundo soporte 58b conectado a la unidad 54 de fuente de impulsos
y un tercer soporte 58c conectado a la unidad 55 de
digitalización.
Los impulsos generados en la unidad 54 de fuente
de impulsos se dividen por el conector 58 en dos señales. Una señal
va a la unidad 55 de digitalización y la otra a la sonda 50 a través
de la línea 51 coaxial. Los impulsos de tensión (por ejemplo,
4-10 voltios) alcanzan la sonda 50 y se reflejan de
vuelta desde su punta según las propiedades dieléctricas del tejido
examinado que cierra la cavidad abierta (por ejemplo, 34, figura 4)
en el extremo de la sonda (30, figura 4). Los impulsos reflejados
también se dividen por el conector 58 en T, dirigiéndose una parte
hacia la fuente 54 de impulsos y la otra parte hacia la unidad 55 de
digitalización. La parte del impulso reflejado recibida por la
fuente 54 de impulsos puede absorberse por un resistor, o reflejarse
de vuelta, si se desea proporcionar múltiples reflexiones con el
fin de mejorar el efecto del tejido sobre la señal tal como se
describe más particularmente a continua-
ción.
ción.
La unidad 55 de digitalización toma muestras, a
una pluralidad de intervalos de tiempo separados, tanto del impulso
eléctrico incidente, concretamente el aplicado a la sonda 50, como
del impulso reflejado, reflejado por el tejido examinado que cierra
la cavidad en el extremo de la sonda. La figura 9a ilustra el
proceso de toma de muestras, en el que se observará que se toman
muestras de los niveles de tensión de los dos impulsos a lo largo
de una pluralidad de intervalos de tiempo separados. Por ejemplo, la
tasa de toma de muestras puede ser de 5 GHz, proporcionando
muestras cada 200 picosegundos. La figura 9b ilustra una matriz de
datos típica producida como resultado de la operación de toma de
muestras.
Cada matriz de datos contiene dos impulsos de
tensión, es decir, incidente y reflejado. El programa informático
divide la matriz de datos en dos matrices iguales, correspondiendo
ahora cada matriz a un impulso.
Se transforman ahora las dos matrices de dominio
temporal en el dominio frecuencial mediante un programa FFT
convencional, que es una herramienta habitual para transformar las
señales de dominio temporal en el dominio frecuencial. La figura
10a ilustra el gráfico de fases (fase, frecuencia) del impulso
reflejado, mientras que la figura 10b ilustra el mismo gráfico para
el impulso incidente. La figura 10c ilustra un ejemplo de los dos
impulsos en el gráfico de frecuencia de amplitud real; y la figura
10d ilustra las mediciones reales del impulso incidente y el
impulso
reflejado.
reflejado.
Se repite el procedimiento descrito
anteriormente, por ejemplo, 1.000-10.000 veces, para
cada punto de medición. Este resultado es
1.000-10.000 pares de matrices, guardándose y
transmitiéndose todos ellos al programa de análisis del ordenador
53.
El ordenador 53 compara las características
eléctricas del impulso eléctrico reflejado con respecto a las del
impulso eléctrico incidente (aplicado) para proporcionar una
indicación de las propiedades dieléctricas del tejido examinado.
Esto se realiza mediante la toma de muestras de ambos impulsos
eléctricos en una pluralidad de intervalos de tiempo separados, y
comparando las magnitudes de tensión de los dos impulsos eléctricos
en los intervalos de tiempo separados.
La comparación anterior se realiza en un
análisis de tres niveles según: (1) un cálculo de la función
dieléctrica, (2) un cálculo de los parámetros de
Cole-Cole y (3) similitudes tridimensionales.
En el análisis del cálculo de la función
dieléctrica, el valor teórico del coeficiente de reflexión T puede
facilitarse mediante la siguiente ecuación:
(Ec. 2)\Gamma
=
[Z_{1}-Z_{0}]/[Z_{1}+Z_{0}]
en la que: Z_{1} es la impedancia
de la sonda más la impedancia del tejido examinado; y Z_{0} es la
impedancia de la línea de
transmisión.
\newpage
Dado que Z_{1} es una función dieléctrica del
tejido examinado, la función dieléctrica puede calcularse a partir
de la función Z_{1}. En un impulso incidente normal, Z =
\varepsilon^{1/2}. Por tanto, cuando se conoce \Gamma, puede
calcularse \varepsilon(\omega) del tejido mediante la
ecuación:
(Ec.
3)\varepsilon(\omega) =
Z_{0}(\Gamma+1)/(1-\Gamma)
en la
que
\Gamma es el coeficiente de reflexión
teórico;
Z_{0} es la impedancia de la sonda vacía y del
cable;
Z_{1} es la impedancia del tejido; y
\varepsilon(\omega) es la función
dieléctrica del tejido.
\vskip1.000000\baselineskip
El coeficiente de reflexión experimental
R(\omega) se calcula a partir de la siguiente relación de
las señales medidas en el dominio frecuencial:
(Ec.
4)R(\omega) =
\frac{E(\omega)reflejada}{E(\omega)incidente}
en la que:
E(\omega)reflejada es la matriz de señales
reflejadas y E(\omega)incidente es la matriz de
señales incidentes en la frecuencia respectiva
(\omega).
Una vez calculada la función dieléctrica del
tejido examinado, se analiza según las siguientes
consideraciones:
El ordenador calculó los valores de los puntos
extremos (picos) y las características especiales, como la
frecuencia a la que aparecen los puntos extremos, la amplitud de los
picos, el valor promedio de la función, la integral bajo la parte
real de la función dieléctrica, el valor promedio de la derivada, la
derivada máxima y las raíces de la función. Todos estos valores se
transfieren como una matriz a la rutina del programa para la toma
de decisiones. Para cada valor también se calcula la varianza
estadística.
Cuando la impedancia de la fuente es mucho mayor
que la impedancia del cable, normalmente 50 ohmios, el impulso
reflejado se reflejará de nuevo y alcanzará la sonda. Puede
describirse la reflexión múltiple mediante \Gamma^{n} en la que
"n" es el número de reflexiones. Proporcionar tales reflexiones
múltiples produce enormes mejoras de los parámetros del tejido
examinado dado que se multiplica ahora el efecto de la impedancia
del tejido biológico. En el modo de reflexión múltiple, se utiliza
preferiblemente la 5ª reflexión para caracterizar el tejido. La
lógica de los cálculos es la misma que en el caso de la primera
reflexión.
En el análisis de los parámetros de
Cole-Cole, se calculan los parámetros de
Cole-Cole \tau y \alpha del tejido del que se
toman muestras a partir de la función dieléctrica tal como
sigue:
(Ec.
5)\varepsilon = \varepsilon_{\infty} + \frac{\Delta
\varepsilon}{1 + (j \omega \tau_{c})^{1-\alpha}}, \Delta \varepsilon
= \varepsilon_{s} -
\varepsilon_{\infty}
en la
que:
e es la función dieléctrica de la muestra;
\varepsilon_{\infty} es la función
dieléctrica en frecuencia infinita = constante;
\varepsilon_{0} es la función dieléctrica
bajo campo de cc = constante;
j es (-1)^{\wedge 1/2}
Para cada valor también se calcula la varianza
estadística. Tras el cálculo, se transfieren los parámetros de
Cole-Cole a la rutina del programa para la toma de
decisiones.
En el análisis de similitudes 3D se representa
la función dieléctrica como una curva 3D en el espacio de fase 3D
constituido de la función dieléctrica de parte real, la función
dieléctrica de parte imaginaria y la frecuencia. Se analizan las
curvas 3D con respecto al volumen total, los puntos extremos, la
curvatura y la sección transversal como una función de la
frecuencia y el solapamiento, y se computan con los valores
almacenados previamente de tejidos normales y cancerosos conocidos.
Los volúmenes 3D se presentan en la interfaz de usuario junto con
los volúmenes de tejidos conocidos medidos previamente.
La rutina para la toma de decisiones compara los
resultados de los tres niveles de análisis y los datos existentes
del banco de memoria. En el banco de memoria, se graban los datos de
los tipos de tejido conocidos, junto con el nombre del tipo de
tejido y la varianza estadística. La varianza estadística se utiliza
para definir un volumen que rodea la curva.
La condición de apareamiento es un proceso
estadístico habitual que compara dos conjuntos de datos. Utiliza
todos los datos para la comparación. Por ejemplo, si los datos se
aparean con los datos de un banco de memoria tomado previamente, el
programa presenta el tipo de tejido del que se tomó la muestra del
banco de datos.
En caso de que no haya apareamiento entre los
datos de tejidos almacenados (conocidos) y los datos del tejido
examinado, se escogen los datos de tejidos almacenados más similares
como caracterizadores del tejido examinado. Se escoge el tejido más
similar según la distancia (en el espacio de fase) entre los dos
puntos medidos; alternativamente, puede aplicarse un criterio
definido por el usuario. El usuario puede decidir encontrar
similitudes en ciertos puntos de medición, basadas en uno, dos o
más parámetros calculados específicos, ignorando todos los demás.
Por ejemplo, el usuario puede decidir encontrar similitudes sólo
según la frecuencia a la que aparece un pico en la parte real de la
función dieléctrica.
La rutina para la toma de decisiones también
compara el último punto medido con el punto medido actualmente. El
resultado de este proceso es indicar meramente cómo de similares son
los dos puntos entre sí, sin conocer el tipo de tejido del último
punto. La distancia entre dos puntos de datos se considera igual que
normalmente en estadística y las decisiones se presentan en la
pantalla junto con todos los parámetros de datos.
La figura 11 muestra un par de impulsos medidos
mediante la unidad de digitalización. El primero es el impulso
incidente (aplicado) y el segundo es el impulso reflejado. \tau1
es la duración del primer impulso; \tau2 es la duración del
impulso reflejado y \tau3 es el intervalo de tiempo entre los
impulsos. El intervalo de tiempo es el tiempo de tránsito para que
el impulso alcance la sonda y vuelva. Este tiempo es igual a 2
LE/c, en la que "L" es la longitud del cable, "E" es la
constante dieléctrica del aislante del cable y "c" es la
velocidad de la luz. El tiempo de adquisición de datos de este par
es de aproximadamente 10 ns. En este intervalo de tiempo, cualquier
movimiento mecánico es insignificante; en consecuencia, cualquier
movimiento de la mano del operario, o del cuerpo que contiene el
tejido que va a examinarse, no afectará a la medición.
La figura 12 ilustra una pluralidad de pares de
tales impulsos en la que t_{i} (de
t_{1}-t_{n}) es el tiempo en el que el pico del
impulso incidente aparece en la unidad de digitalización. Por tanto,
t_{i} es el tiempo entre pares. Generalmente, t_{i} es
diferente de t_{i+j} ("i" y "j" son números índice)
puesto que hay un movimiento relativo entre la sonda y el
tejido.
Mediante la repetición de este procedimiento
según la presente invención, se recogen muchos pares de impulsos y
se calcula separadamente la amplitud y la fase de cada par, que
elimina de ese modo el ruido de fase existente en la forma habitual
de mediciones.
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Claims (17)
1. Sistema para examinar tejido con el fin de
diferenciar el tejido (15a, 35a, 45) examinado de otro tejido según
las propiedades dieléctricas del tejido (15a, 35a, 45) examinado,
comprendiendo el sistema:
una sonda (10, 30, 40, 50) que tiene un
conductor (12, 32, 42) interior aislado de, y encerrado por, un
conductor (11, 31, 41) exterior, estando abierto dicho conductor
(11, 31, 41) exterior en un extremo y extendiéndose pasado el
conductor (12, 32, 42) interior en la dirección axial, para definir
una cavidad (14, 34, 44) abierta en dicho un extremo de la sonda
(10, 30, 40, 50);
una línea (51) de transmisión en el extremo
opuesto de dicha sonda (10, 30, 40, 50);
un generador (54) de impulsos para aplicar al
extremo opuesto de dicha sonda (10, 30, 40, 50) un impulso eléctrico
que genera un campo eléctrico marginal en dicha cavidad (14, 34,
44), estando cerrada dicha cavidad (14, 34, 44) abierta por dicho
tejido (15a, 35a, 45) examinado, de manera que se produce un impulso
eléctrico reflejado desde el tejido (15a, 35a, 45) examinado;
un detector (55) para detectar dicho impulso
eléctrico reflejado;
y un procesador (53) de datos para comparar las
características eléctricas de dicho impulso eléctrico reflejado con
respecto a dicho impulso eléctrico aplicado para producir una
indicación de las propiedades dieléctricas de dicho tejido (15a,
35a, 45) examinado,
en el que dicho conductor (12, 32, 42) interior
incluye una punta dentro de dicha cavidad (14, 34, 44) abierta,
punta que está formada con al menos dos diámetros (32a y 32b)
diferentes para mejorar dicho campo eléctrico marginal.
2. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicha punta del conductor (12, 32, 42) interior lleva una pluralidad
de proyecciones (46) eléctricamente conductoras finas para mejorar
dicho campo eléctrico marginal.
3. Sistema según la reivindicación 2, en el que
el espesor de dichas proyecciones (46) es de hasta aproximadamente
200 \mum.
4. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho conductor (11, 31, 41) exterior disminuye en diámetro en dicho
extremo de cavidad (14, 34, 44) abierta.
5. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho procesador (53) de datos compara los cambios en las
características de dominio temporal de los dos impulsos
eléctricos.
6. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho procesador (53) de datos toma muestra de ambos impulsos
eléctricos a una pluralidad de intervalos de tiempo separados, y
compara magnitudes de tensión de los dos impulsos eléctricos en
dichos intervalos de tiempo separados.
7. Sistema según la reivindicación 1, en el
que:
dicho procesador (53) de datos está adaptado
para transformar muestras de los dos impulsos eléctricos en dicha
pluralidad de intervalos de tiempo separados mediante una función
FFT en valores en el dominio frecuencial de amplitud y fase para
cada frecuencia;
y entonces calcular el coeficiente de reflexión
\Gamma(\omega) en el dominio frecuencial según la
siguiente ecuación:
\Gamma(\omega)
= E(\omega) \ reflejada / E(\omega) \
incidente
en la
que:
"E(\omega) reflejada" es una
función de Fourier con respecto a \omega(frecuencia) de la
señal reflejada; y
"E(\omega) incidente" es una
función correspondiente de la señal aplicada.
8. Sistema según la reivindicación 7, en el que
dicho procesador (53) de datos está adaptado para calcular la
impedancia del tejido (15a, 35a, 45) examinado según la siguiente
ecuación:
\Gamma(\varpi)
= \frac{Z_{1} - Z_{0}}{Z_{1} +
Z_{0}}
en la que: Z1 es la impedancia del
tejido (15a, 35a, 45) examinado; y Z0 es la impedancia de la sonda
(10, 30, 40, 50) y de la línea (51) de
transmisión.
9. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicha línea (51) de transmisión es un cable coaxial que tiene un
conductor (11, 31, 41) exterior conectado al conductor (11, 31, 41)
exterior de la sonda (10, 30, 40, 50), y un conductor (12, 32, 42)
interior conectado al conductor (12, 32, 42) interior de la sonda
(10, 30, 40, 50).
10. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho generador (54) de impulsos genera y aplica un impulso
eléctrico de una duración del orden de nanosegundos o
picosegundos.
11. Sistema según la reivindicación 1, en el
que:
dicho generador (54) de impulsos está adaptado
para generar y aplicar una serie de dichos impulsos eléctricos a
una tasa de repetición de impulsos de algunos Hz a algunos GHz;
dicho detector (55) detecta los impulsos
eléctricos reflejados; y
dicho procesador (53) de datos compara los
impulsos eléctricos reflejados con los impulsos eléctricos aplicados
para proporcionar una indicación de las propiedades dieléctricas
del tejido (15a, 35a, 45) examinado.
12. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho conductor (11, 31, 41) exterior es de configuración
cilíndrica.
13. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho conductor (12, 32, 42) interior está montado dentro de dicho
conductor (11, 31, 41) exterior mediante un material (13, 33, 43)
dieléctrico.
14. Sistema según la reivindicación 13, en el
que dicho material (13, 33, 43) dieléctrico es un polímero de
etileno fluorado.
15. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho procesador (53) de datos está adaptado para comparar las
propiedades dieléctricas del tejido (15a, 35a, 45) examinado con
las propiedades dieléctricas almacenadas previamente de tejidos
normales y cancerosos conocidos.
16. Sistema según la reivindicación 1, en el que
dicho procesador (53) de datos está adaptado para comparar en
primer lugar las propiedades dieléctricas del tejido (15a, 35a, 45)
examinado con las propiedades dieléctricas almacenadas previamente
de tejidos normales y cancerosos conocidos en un primer nivel de
caracterización del tejido (15a, 35a, 45) examinado; y entonces
realizar un segundo nivel de caracterización del tejido examinado
para reducir ambigüedades mediante la comparación de los parámetros
de Cole-Cole del tejido (15a, 35a, 45) examinado
con los almacenados previamente para los diversos tipos de tejidos
normales y cancerosos.
17. Sistema según la reivindicación 16, en el
que dicho procesador (53) de datos realiza un tercer nivel de
caracterización del tejido (15a, 35a, 45) examinado para reducir
adicionalmente ambigüedades mediante la comparación de similitudes
entre curvas tridimensionales del tejido (15a, 35a, 45) examinado
con las almacenadas previamente para los diversos tipos de tejidos
normales y cancerosos.
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