ES2566952T3

ES2566952T3 - Aparato de clasificación de tejidos

Info

Publication number: ES2566952T3
Application number: ES08718623.5T
Authority: ES
Inventors: Christopher Paul Hancock; John Bishop; Martin Wynford Booton
Original assignee: Medical Device Innovations Ltd
Current assignee: Medical Device Innovations Ltd
Priority date: 2007-03-09
Filing date: 2008-03-06
Publication date: 2016-04-18
Anticipated expiration: 2028-03-06
Also published as: GB0704650D0; JP5332022B2; CN101626734A; EP2117456B1; US20100168730A1; CN101626734B; CA2714268A1; JP2010520777A; EP2117456A2; WO2008110756A2; WO2008110756A3

Abstract

Aparato de clasificacion de tejidos, que comprende: una fuente de radiacion de microondas (108) que tiene una frecuencia predeterminada; una sonda (116) dispuesta para suministrar radiacion de la fuente (108) en una direccion progresiva en un tejido, y para recibir radiacion reflejada desde el tejido; un detector (178) dispuesto para recibir una entrada, que es conmutable entre una senal de referencia que se deriva de la radiacion dirigida progresiva desde la fuente (108) y una radiacion reflejada recibida desde la sonda (116) a lo largo de una trayectoria de transmision de reflexion, estando dispuesto el detector (178) para detectar la magnitud y la fase tanto de la radiacion reflejada como de la senal de referencia; un circulador (198); y un clasificador de tejido, dispuesto para clasificar el tejido segun la magnitud y la fase de las senales detectadas por el detector (178), caracterizado por que: la sonda puede conectarse selectivamente para recibir radiacion de la fuente (108) ya sea a lo largo de una trayectoria de transmision de medicion o de una trayectoria de transmision de tratamiento, siendo la trayectoria de transmision de medicion independiente de la trayectoria de transmision de tratamiento, y el circulador (198) esta situado entre la fuente (108), la sonda (116) y el detector (178) para aislar la radiacion dirigida progresiva a lo largo de la trayectoria de transmision de medicion con respecto a la radiacion reflejada a lo largo de la trayectoria de transmision de reflexion, para evitar que la radiacion dirigida progresiva se desplace a lo largo de la trayectoria de transmision de reflexion.

Description

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DESCRIPCION

Aparato de clasificacion de tejidos Campo de la invencion

La invencion se refiere al tratamiento de tejido biologico utilizando radiacion de microondas. En particular, la invencion se refiere a un sistema de tratamiento de tejido capaz de medir las propiedades del tejido utilizando radiacion de microondas, suministrada desde una sonda de antena.

Antecedentes de la invencion

Es conocido un sistema electroquirurgico que esta dispuesto para realizar la ablacion controlada de tejido biologico (por ejemplo, un tumor) y/o para medir la informacion relativa al tumor y al tejido sano circundante. Tal sistema puede utilizar dos canales: un primer canal para realizar la ablacion controlada de tejido, y un segundo canal para llevar a cabo mediciones sensibles (dielectricas) del estado del tejido. Los principios generales relativos a la operacion de un sistema de este tipo se dan a conocer en los documentos WO2004/047659 y WO2005/115235.

La Fig. 1 muestra un diagrama esquematico del aparato dado a conocer en el documento WO2005/115235. El aparato tiene una fuente 1 sincronizada en fase estable de radiacion de microondas, conectada a una sonda 5 configurada para dirigir la radiacion de microondas hacia el tejido 6 a medir o a extirpar. La sonda 5 esta adaptada para su insercion en el tejido, de modo que el tejido que se esta midiendo se encuentre en el extremo distal 5a de la sonda 5, o colindante al mismo.

En la trayectoria entre la fuente 1 y la sonda 5 es encuentra un amplificador 2, un circulador 40 para aislar la sonda 5 (que puede tener un circuito de salida que comprenda conectores de microondas, una barrera de aislamiento de CC, un guiaondas o cable semirrigido, un conjunto de cable flexible) con respecto al amplificador 2 para evitar que la potencia reflejada dane el amplificador 2, un sintonizador de impedancia de triple adaptador 50 y un conjunto de cable 4. La impedancia del sintonizador 50 se varia por el movimiento de tres elementos de sintonizacion dentro y fuera de la cavidad de sintonizacion. Los elementos de ajuste se mueven mediante un accionador 1130, que esta controlado por unas senales Ai, A2, A3 de un controlador 101.

Cuando el aparato se utiliza para dirigir radiacion de microondas a traves de la sonda 5 y hacia el tejido 6 en el extremo de la sonda 5, el tejido 6 reflejara una porcion de la radiacion de microondas, a traves de la sonda 5 hacia la fuente 1. Un acoplador direccional 200 desvia una parte de esta senal reflejada 210 hasta una entrada B de un detector 100. Un acoplador direccional 250 acopla una senal de referencia 255 progresiva a una entrada del detector 100.

El detector 100 detecta la magnitud y la fase tanto de la senal reflejada 210 como de la senal de referencia 255, y esta informacion se utiliza para activar la impedancia compleja del tejido a determinar. La informacion de fase y de magnitud obtenida por el detector tambien se puede convertir en otros formatos utiles, por ejemplo, diagramas polares, o diagramas separados de variaciones de fase con frecuencia y variaciones de magnitud con frecuencia, es decir, siempre que se pueda extraer la informacion de fase y de magnitud, se puede presentar la informacion en cualquier formato que proporcione informacion util sobre el tipo de tejido o el estado.

A continuacion, se transfiere esta informacion a un clasificador de tejidos 150 que clasifica el tejido 6 como un tipo de tejido particular (por ejemplo, musculo, grasa, tumor canceroso) y transfiere el resultado a una pantalla 160, que representa visualmente el tipo de tejido.

La Fig. 2 muestra una configuracion conocida del detector 100. Un conmutador 600 puede conmutar para aceptar tanto la senal de la entrada A (la referencia progresiva) como de la entrada B (los datos de medicion) del detector 100. El conmutador 600 esta controlado por la senal 610 del controlador 101, y se puede cambiar rapidamente entre las dos posiciones para obtener la informacion actualizada de cada senal (es decir, el conmutador multiplexa las senales). El conmutador 600 transfiere la senal reflejada 210 o la senal de referencia 255 a un mezclador 620, en donde se mezcla con una senal 630 que tiene una frecuencia diferente a la frecuencia de la senal de referencia 255 y la senal reflejada 210. La frecuencia de la senal 630 se elige de manera que se mezcle con la senal reflejada 210 y con la senal de referencia 255, para producir una senal de frecuencia mas baja que pueda transferirse a un procesador de senal digital 680. Entre la salida del mezclador 620 y el procesador de senal digital 680 se encuentra un filtro de paso bajo 640, para eliminar las frecuencias altas u otras senales no deseadas producidas en la salida del mezclador, que de otro modo se introducirian en el amplificador de acondicionamiento de senal 650 y en el conversor de senal analogica a digital 660.

El procesador de senal digital 680 calcula una impedancia compleja (que tenga componentes tanto reales como imaginarios) sobre la base de las senales de entrada reflejada y de referencia. El detector 100 transfiere esta informacion al clasificador de tejidos 150.

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El clasificador de tejidos 150 clasifica el tejido 6 como uno de una pluralidad de diferentes tipos de tejidos, o estados en los que el tejido puede estar durante el proceso de ablacion (por ejemplo, piel, grasa, musculo, tumor canceroso, tejido esterilizado, etc.) y tambien es capaz de detectar cuando la sonda esta en el aire y no en contacto con el tejido, sobre la base del valor de impedancia compleja calculado por el clasificador de tejidos 150.

El clasificador de tejidos 150 clasifica el tejido comparando el valor de impedancia compleja anteriormente mencionado (que es representativo del tejido 6 en el extremo de la sonda) con una tabla de valores predeterminados, asignando impedancias complejas o intervalos de los mismos a tipos de tejido especificos. Estos valores predeterminados pueden determinarse empiricamente, o calcularse teoricamente, basandose en las impedancias conocidas de los tipos de tejido medidos ex vitro bajo condiciones controladas. El capitulo 6 de "Physical Properties of Tissue"; un libro de referencia extenso de France A Duck, y publicado por Academic Press London en 1990 (ISBN 00-6), proporciona datos a partir de los que podian calcularse tales valores teoricos.

El aparato mostrado en las Figs. 1 y 2 es capaz tanto de la ablacion como de la medicion del tejido 6 en el extremo de la sonda 5. Se utiliza la misma trayectoria de transmision de radiacion en ambos modos de operacion, desacoplandose de la alineacion principal (ablacion) las senales para la medicion.

Sumario de la invencion

Los inventores se dieron cuenta de que habia un problema potencial en el acoplamiento de la senal de medicion con la linea de ablacion. Dado que los acopladores solo eliminan una porcion de la senal en la linea de ablacion, es necesario suministrar energia por encima de cierto nivel, incluso cuando el aparato este operando en el modo de medicion, para garantizar que la senal acoplada sea detectable. Se identifico que existe el riesgo de que la radiacion aplicada pueda ser suficientemente potente como para danar el tejido que este siendo medido, es decir, la senal de medicion puede provocar la ablacion del tejido, por ejemplo, se descubrio que los niveles de energia de alrededor de 1 W generados a la frecuencia de interes, pueden producir danos en los tejidos.

Los presentes inventores propusieron una solucion a este problema en el documento WO 2008/043999 A2. Este documento daba a conocer un aparato electroquirurgico capaz de extirpar y medir tejido biologico, que tiene dos canales (independientes) de tratamiento separados entre una fuente de radiacion de microondas y una sonda de tratamiento: un primer canal para la radiacion de ablacion y un segundo canal para la radiacion de medicion (por ejemplo, clasificacion de tejido). La energia suministrada por el segundo canal es mucho menor (por ejemplo, un factor de menos 100.000) que la energia suministrada por el primer canal. En esta disposicion, la senal reflejada podia tomarse directamente del segundo canal. Esto se logro usando un circulador sintonizado, u optimizado, para proporcionar un alto aislamiento de la senal entre el primer y tercer puertos a la frecuencia de interes, y un circuito de supresion de portadora dispuesto para aislar la senal reflejada de la radiacion de sentido directo. Un aparato de acuerdo con esta disposicion se muestra en la Fig. 3, que se describe en detalle a continuacion.

Esta solucion mejoro la sensibilidad de medicion, y supero el inconveniente asociado con el uso de niveles relativamente altos de energia de microondas en el circuito de medicion que podrian ser lo suficientemente elevados, por ejemplo, como para causar la ablacion del tejido. Sin embargo, los inventores han descubierto que la deriva en la fase y la magnitud de la senal suministrada se produce debido a las variaciones de temperatura, y a otros cambios en los componentes de microondas, u otros componentes o dispositivos en el aparato. Por ejemplo, el envejecimiento del dispositivo o las ligeras variaciones en el suministro de energia de CC pueden hacer que las caracteristicas de ciertos componentes cambien, por ejemplo una variation en el suministro de energia de CC al oscilador puede causar un efecto conocido como empuje de frecuencia, que es un cambio en la frecuencia de salida de un oscilador como una funcion de la tension de suministro de CC. Esta deriva se produce durante un periodo de tiempo en el que normalmente se utiliza el aparato, por lo que puede dar lugar a imprecisiones en los resultados medidos. La presente invencion aborda este problema.

Expresada en general, la presente invencion propone proporcionar una senal progresiva de referencia al detector para la comparacion con la senal reflejada desde la sonda, en la que la senal de referencia esta basada en una senal enviada a la sonda, o deriva de la misma, de tal manera que tanto la senal reflejada como la senal de referencia contengan el mismo desplazamiento debido a la deriva. Mediante el calculo y el uso de la diferencia entre la senal de referencia y la senal reflejada para la medicion, se anula el desplazamiento debido a la deriva.

De acuerdo con la invencion, se proporciona por lo tanto un aparato de clasificacion de tejido de acuerdo con la revindication 1.

Dado que la senal de referencia deriva de la misma fuente que la senal reflejada, exhiben sustancialmente la misma deriva de magnitud/fase. Esto permite compensar dicha deriva para una medicion efectuada por el detector. La senal de referencia se puede obtener al proporcionar un acoplador direccional en la primera trayectoria de transmision, por ejemplo antes del primer puerto del circulador para acoplar la senal de referencia de la primera trayectoria de transmision. En este caso, se puede cancelar con exactitud la deriva de magnitud/fase si el tiempo adoptado entre la generation de la medicion de la senal de referencia y la medicion de la senal reflejada es relativamente corto, por

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ejemplo, 1 ms, 10 ms o 100 ms, debido a que la senal de referencia y la senal reflejada se conectan a la misma trayectoria (o ruta) a traves del circuito de microondas, es dedr, la senal de referencia no se pasa a traves de los dispositivos activos que no esten en la trayectoria de la senal reflejada. Las mediciones tanto de la senal de referencia como de la senal reflejada pueden efectuarse durante un periodo de tiempo de alrededor de 1 ms. Si la senal de referencia se hace pasar de forma independiente a traves de los dispositivos activos, entonces se preve que esta senal se vea afectada por el ruido generado dentro del/los dispositivo/s activo/s, y por la deriva que pueda producirse debido a cambios en la temperatura de union, por ejemplo en un amplificador semiconductor.

La entrada al detector puede conmutarse de forma regular (por ejemplo, periodicamente) entre la senal de referencia y la senal reflejada. En una realization, los periodos entre conmutaciones de la entrada del detector, entre la senal de referencia y la senal reflejada, son relativamente cortos, por ejemplo menos de 1 segundo, por ejemplo entre 0,1 ms y 100 ms. La deriva de la senal dentro de estos periodos no deberia tener un efecto significativo sobre la validez de la information de medicion presentada al usuario, o usada para calculos adicionales o para el control de componentes de hardware en el sistema.

El detector puede disponerse para medir la diferencia de magnitud y de fase entre la senal de referencia y la senal reflejada. Esto permite anular cualquier error de deriva, que pueda ser comun a las dos senales. La diferencia medida se relaciona con el coeficiente de reflexion causado por la impedancia del tejido, y se dispone el clasificador de tejido para calcular la impedancia compleja del tejido utilizando la diferencia medida. Puede ser deseable usar estas mediciones para extraer valores de permisividad complejos.

El circulador puede actuar para aislar la senal (progresiva) de referencia de la senal reflejada. En otras palabras, puede actuar para aislar (separar) los componentes progresivos y reflejados de la alineacion de suministro principal. El circulador tiene un primer puerto, un segundo puerto y un tercer puerto, incluyendo la primera trayectoria de transmision una via desde el primer puerto hasta el segundo puerto, e incluyendo la segunda trayectoria de transmision una via desde el segundo puerto hasta el tercer puerto. El tercer puerto puede terminarse con una carga bien adaptada, para permitir que el circulador actue como un aislador. El circulador puede disponerse, es decir, disenarse, construirse y ajustarse para evitar el desplazamiento de cualquier senal entre el primer puerto y el tercer puerto. Sin embargo, en la practica, se puede producir cierto grado de fuga. Por lo tanto, el aparato puede incluir un circuito de supresion de portadora conectado entre el primer puerto y el tercer puerto del circulador, estando dispuesto el circuito de supresion de portadora para suprimir la radiation de la fuente que escape desde el tercer puerto del circulador. El circuito de supresion de portadora puede comprender un primer acoplador dispuesto para acoplar radiacion dirigida hacia adelante desde la primera trayectoria de transmision, un ajustador de senal dispuesto para modificar la magnitud y/o la fase de la senal acoplada, y un segundo acoplador dispuesto para acoplar la senal modificada con la segunda trayectoria de transmision, por lo que la senal modificada cancelara la radiacion de la fuente que escape desde el tercer puerto del circulador, es decir, la senal estara en oposicion de fase y tendra la misma magnitud. El ajustador de la senal puede incluir un atenuador variable y/o un ajustador de fase variable. El circuito de supresion de portadora tambien puede utilizarse para anular cualquier componente de senal no deseada causado por el conjunto de cable y la sonda, es decir, la senal que se cancela puede ser un compuesto de la senal que interrumpe a traves del circulador en el tercer puerto desde el primer puerto (senal de interferencia) y la senal causada por el conjunto de cable y la sonda (y cualquier otro componente que exista a lo largo de esta trayectoria).

Alternativa o adicionalmente, se puede utilizar la senal de referencia para eliminar matematicamente cualquier componente de radiacion dirigida hacia adelante, presente en la senal reflejada. Esto se logra mediante el uso de tecnicas de procesamiento de senal digital para restar de la senal reflejada de medicion deseada el componente de la senal progresiva (de referencia) de fuga. Esto puede lograrse a traves de la medicion de los valores I y Q de cuadratura para la senal reflejada, con una impedancia de carga fija conectada a la antena o al extremo del conjunto de cable (es deseable que la carga este bien adaptada a la impedancia caracteristica del conjunto de cable, por ejemplo, una carga de 50 Q tal como la utilizada para la calibration de un analizador de red vectorial de laboratorio. De esta manera, cualquier senal medida se debera a la interferencia de senal entre el primer y el tercer puertos del circulador, y a cualquier ruido que puedan generar los componentes activos contenidos en el detector.

En una realizacion, el aparato incluye un mezclador que tiene una primera entrada conectada para recibir la entrada conmutada para el detector, una segunda entrada conectada para recibir una senal de mezcla (por ejemplo, de un oscilador local) para el mezclador, y una salida conectada al resto del circuito detector, por lo que mezclador altera una frecuencia de la entrada periodicamente conmutada para el detector, antes de que el resto del circuito detector reciba la entrada. Por ejemplo, la frecuencia de la fuente de microondas puede ser demasiado alta para ser procesada por el conversor de senal analogica a digital (ADC), que puede formar una parte del detector. La senal de mezcla procedente del oscilador local puede ser una senal de mezcla descendente dispuesta para reducir la frecuencia de la senal de entrada conmutada. La senal de mezcla descendente puede derivarse de la fuente de radiacion de microondas.

El aparato tambien esta configurado para efectuar la ablation de tejido biologico. Por consiguiente, el aparato incluye un canal separado (independiente) de suministro de radiacion para transportar la radiacion a la sonda, desde la fuente, cuando el aparato este operando en un modo de ablacion. La sonda puede conectarse de manera

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selectiva para recibir radiacion desde la fuente, ya sea a traves de la primera trayectoria de transporte o de una tercera trayectoria de transmision que sea independiente de la primera trayectoria de transmision, estando destinada la radiacion que recibe la sonda a traves de la tercera trayectoria de transmision a la ablacion de tejido. Por consiguiente, el aparato puede operar en un modo de ablacion en el que se transmita la radiacion a la sonda a traves de la tercera trayectoria de transmision, o en un modo de medicion, en el que se transmita la radiacion a la sonda a traves de la primera trayectoria de transmision.

La tercera trayectoria de transmision puede incluir un amplificador, de tal manera que la radiacion que puede recibirse a traves de la tercera trayectoria de transmision tenga una mayor amplitud que la radiacion que puede recibirse a traves de la primera trayectoria de transmision. La amplitud de la radiacion transmitida a traves de la primera trayectoria de transmision puede ser muchos ordenes de magnitud menor que la transmitida por la tercera trayectoria de transmision. Por ejemplo, los niveles de potencia suministrados en el extremo distal de la sonda (la antena) para permitir llevar a cabo mediciones del tipo/estado del tejido, pueden ser inferiores a 10 mW, por ejemplo entre 0,1 mW (o en algunas realizaciones tan bajos como 1 mW) y 10 mW, mientras que los niveles de potencia suministrados en el extremo distal de la sonda para provocar la ablacion del tejido pueden variar entre 1 W y 200 W o mas, por ejemplo 400 W.

La tercera trayectoria de transmision puede incluir un dispositivo de ajuste de impedancia que tenga una impedancia compleja ajustable, dispuesto para adaptar la impedancia del aparato a la impedancia del tejido biologico.

La sonda puede adaptarse para su insertion en el tejido.

El intervalo de frecuencias de microondas que se consideran utiles para la implementation de la presente invention es de entre 500 MHz y 60 GHz. Algunos intervalos de frecuencia que pueden ser particularmente utiles para la implementacion de la presente invencion son: 2,4-2,45 GHz, 5,725-5,875 GHz, 14-15 GHz, y entre 24 y 24,25 GHz. Las frecuencias puntuales que se encuentren dentro de estas bandas pueden utilizarse para implementar la presente invencion, por ejemplo, se pueden usar frecuencias de 2,45 GHz, 5,8 GHz, 14,5 GHz y 24 GHz. La frecuencia unica ofrece ventajas en terminos de que es capaz de crear con relativa facilidad cavidades y estructuras con un alto factor Q, y el no tener que disenar los componentes de microondas para operar sobre amplios anchos de banda puede tener consecuencias importantes en la reduction de costes de los componentes, y en los costes generales de desarrollo de sistemas en el futuro. Tambien puede considerarse el uso de frecuencias de alrededor de 915 MHz y 60 GHz para futuras aplicaciones medicas identificadas en el presente documento.

En la actualidad se han demostrado en un sistema practico los beneficios de implementar la configuration mejorada descrita en el presente analisis. Recientemente se ha demostrado que la configuracion mejorada descrita en el presente documento permite efectuar mediciones de la impedancia compleja validas, incluso mientras el sistema se esta calentando, es decir, puede efectuarse una medida util tan pronto como se encienda el equipo en un arranque en frio. Esta caracteristica puede ofrecer beneficios sobre muchos instrumentos de prueba y de medicion existentes, en los que a menudo es necesario permitir el calentamiento del equipo, por ejemplo, por un periodo de diez minutos, antes de poder efectuar una medicion valida. Tambien vale la pena senalar que previamente podia resultar deseable repetir la calibration varias veces en un periodo de pocas horas, cuando se hacian mediciones sensibles utilizando equipos de prueba y de medicion de laboratorio. La presente invencion puede reducir o superar este requisito limitante. Ejemplos practicos de dichos equipos pueden incluir; un analizador de redes vectoriales, un medidor de potencia o un osciloscopio.

Breve descripcion de los dibujos

La Fig. 1 muestra un aparato electroquirurgico conocido para la ablacion o la medicion de tejido biologico, y se ha descrito anteriormente;

La Fig. 2 muestra una configuracion de un detector que puede usarse en el aparato de la Fig. 1, y tambien se ha descrito anteriormente;

La Fig. 3 muestra un aparato electroquirurgico en el que puede aplicarse la presente invencion;

La Fig. 4 muestra un aparato electroquirurgico que es una realization de la invencion; y

La Fig. 5 muestra graficos que indican la deriva de fase y de amplitud en un aparato sin corregir (por ejemplo, como el mostrado en la Fig. 3), y en un aparato corregido (por ejemplo, como el que se muestra en la Fig. 4).

Descripcion detallada; opciones y preferencias adicionales

La Fig. 3 muestra un diagrama de un sistema electroquirurgico que es adecuado para su uso con la invencion. Incluye dos canales de tratamiento (un canal de ablacion y un canal de medicion), que se describen en detalle a continuation.

Ambos canales comienzan en una fuente de microondas 108 e incluyen una antena de tratamiento (sonda) 116. En el canal de ablacion, se utiliza una fuente de frecuencia principal 161 para generar una senal de baja potencia a una frecuencia predeterminada, un amplificador excitador 110 para amplificar el nivel de la senal de salida producida por la fuente de frecuencia principal 161, y un amplificador de potencia 112 para amplificar la senal producida por el

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amplificador excitador 110 a un nivel que pueda causar la destruccion de tejidos controlada. La salida del amplificador de potencia 112 esta conectada a un circulador de microondas 114, que se utiliza para proteger los transistores de salida contenidos dentro del amplificador de potencia 112 de las cantidades excesivas de energia reflejada, causadas por una falta de concordancia en el extremo distal de la antena de tratamiento 116 o por una diferencia de impedancia causada por la posicion de los elementos de sintonizacion (pueden ser barras o tornillos de sintonizacion) en el interior del filtro de sintonizacion 144. La falta de concordancia tambien podria estar causada por una discontinuidad o cambio en la impedancia, causado o introducido por cualquier componente conectado entre el puerto 2 de salida del circulador y el extremo distal de la sonda, es decir, el conector de salida, el conjunto de cable, etc. El circulador 114 solo permite que la energia de microondas fluya en la direccion de las agujas del reloj, por lo tanto, cualquier posible energia reflejada que retorne hacia el amplificador de potencia 112 sera absorbida por la carga provisional de potencia 118 conectada al tercer puerto de dicho circulador 114. La carga provisional de potencia debe estar bien adaptada a la impedancia del tercer puerto del circulador, a fin de evitar que la energia reflejada retorne hacia el primer puerto. En caso de que se generen bajos niveles de potencia de salida, por ejemplo una onda continua de 1,5 W, puede ser posible omitir del diseno el circulador de microondas y la carga provisional de potencia de 50 Q, manteniendo al mismo tiempo la capacidad operativa del dispositivo (en el peor de los casos, el nivel de potencia reflejada sera tal que no se puedan producir danos en la etapa de salida del amplificador de potencia).

El canal de ablacion incluye adicionalmente un conmutador de modulacion 130 para permitir operar el sistema electroquirurgico en un modo pulsado. Este modo de operacion es particularmente util cuando se opere la unidad a niveles de potencia de microondas mas altos, por ejemplo, de 15 W a 120 W, en los que deberian tenerse en cuenta los efectos termicos relativos a la pieza de mano y/o al eje de la sonda y/o al conjunto de cable. El canal de ablacion tambien tiene un atenuador de control de potencia 132, que se utiliza para permitir al usuario controlar el nivel de potencia suministrada en el tejido. Una vez mas, puede ser deseable incluir esta caracteristica cuando la unidad este configurada para ser capaz de suministrar niveles de potencia de hasta 100 W, y posiblemente superiores. En la practica, puede ser posible conmutar el atenuador 132 entre encendido y apagado a una velocidad lo suficientemente rapida como para permitir omitir de la alineacion el conmutador de modulacion 130. Puede usarse tecnologia MEM para implementar el conmutador de modulacion 130 y el atenuador de control de potencia 132. El oscilador 108 de fuente tambien puede beneficiarse de la tecnologia MEM para ayudar a miniaturizar el tamano general del generador. No tiene por que ser necesaria una unidad de conmutador de modulacion y/o de atenuador de control de potencia separada (o externa); estas caracteristicas (u operaciones) pueden implementarse mediante la variacion del nivel de tension aplicada a los dispositivos de generacion de energia. La variacion de la ganancia debida a la variacion de la tension de CC o de polarizacion puede ser alrededor de 15 dB. Si se desea una mayor variacion, puede utilizarse un atenuador digital que comprenda un grupo de diodos PIN. Esto puede proporcionar una variacion de la ganancia de hasta (y en algunos casos de mas de) 64 dB.

El canal de ablacion incluye adicionalmente un sistema de adaptacion de impedancia dinamica para permitir adaptar la energia de microondas desarrollada por los amplificadores 110, de potencia 112, en terminos de impedancia, a la carga presentada en el extremo distal de la antena de tratamiento 116 debido al estado actual del tejido biologico. El sistema puede permitir crear una adaptacion conjunta entre el instrumento y el tejido de tratamiento. Esta configuracion ofrece ventajas en terminos de suministro eficiente de energia en el tejido, reduccion del tiempo de tratamiento, y de la capacidad de cuantificar con precision la dosis de energia requerida para causar la destruccion controlada del tejido, debido al hecho de que la potencia requerida es la potencia que se suministra realmente en el tejido, debido al hecho de que el algoritmo de adaptacion permite suministrar al tejido la potencia requerida, incluso cuando se produzca una condicion de falta de concordancia entre la punta distal de la antena y la carga del tejido.

El sistema de adaptacion de impedancias incluye un filtro de sintonizacion 144, cuatro acopladores direccionales 146, 148, 151, 152, un conmutador de multiplexacion por division de tiempo 154, y un receptor heterodino de doble frecuencia intermedia (FI) con una primera etapa que comprenda un primer oscilador local 156, un filtro pasabanda 158 que se utiliza para eliminar los componentes de senal de la fuente de frecuencia principal 161, y un mezclador 162 de frecuencia de microondas. Una tercera fuente 164 de frecuencia proporciona una senal de oscilador local para la segunda etapa 171 del receptor heterodino de doble FI. Otros componentes en el canal de ablacion incluyen un oscilador 166 de frecuencia de referencia para permitir sincronizar entre si los tres osciladores 156, 161, 164 de senal, y un segundo filtro pasabanda 168 conectado entre la salida de la fuente de frecuencia principal 161 y la entrada al conmutador de modulacion 130, para eliminar cualquier componente de senal que pueda estar presente en la frecuencia de la primera senal 156 de oscilador local.

En esta disposicion, el conmutador de multiplexacion por division de tiempo 154 se utiliza para permitir canalizar las senales de cualquiera de los cuatro puertos acoplados de los acopladores de potencia directa y de potencia reflejada 146, 148, 151, 152, hacia un circuito conversor de doble frecuencia FI descendente (en el mezclador 162), para permitir llevar a cabo la extraccion de fase y de magnitud. Puede ser necesario comparar la informacion disponible en los puertos acoplados posteriores 151, 152 o en los puertos acoplados anteriores 146, 148, para determinar los ajustes necesarios en los elementos de sintonizacion 170 dentro (o fuera) del filtro de sintonizacion 144, para permitir adaptar la impedancia de la fuente de alimentacion (es decir, la potencia generada por el amplificador 110 o por una cadena de amplificadores 110, 112 conectados en serie) a la carga del tejido con el fin de asegurar, por ejemplo, que se transfiera la cantidad maxima de potencia de microondas a la carga del tejido. Como se muestra, el

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ajuste puede implementarse mediante el ajuste de las tensiones en los tres diodos. El sintonizador 144 tambien puede adoptar la forma de una pluralidad de adaptadores de sintonizacion contenidos dentro de una cavidad de sintonizacion, utilizandose un accionador electromecanico para mover dichos adaptadores de sintonizacion hacia arriba y hacia abajo dentro de la cavidad, y utilizandose un controlador, por ejemplo un controlador PID, para asegurar que el movimiento de los adaptadores (barras) de sintonizacion este bien definido. Los adaptadores de sintonizacion introducen una reactancia inductiva o capacitiva, y el valor sera dependiente de la longitud del adaptador alojado dentro de la cavidad. Pueden considerarse diversas topologias para la aplicacion del filtro de sintonizacion 144, pero para permitir realizar un sistema compacto (por ejemplo, el tamano total de la unidad puede llegar a ser del tamano de una grabadora de cinta de video) puede ser preferible usar una disposicion de diodos PIN o varactores.

La operacion del mezclador de frecuencia de microondas 162 permite mezclar en frecuencia una porcion de la senal de microondas de alta frecuencia, que se utiliza para causar el dano tisular controlado, con una senal a una frecuencia mas baja, al tiempo que permite preservar la informacion de fase y de magnitud, contenida dentro de la senal disponible en los puertos acoplados de los cuatro acopladores direccionales 146, 148, 151, 152. La frecuencia de salida deseada del mezclador 162 es la diferencia de frecuencia entre una primera entrada RF1 de los acopladores y una segunda entrada LO1 del oscilador local 156. En la configuracion presentada en la Fig. 3, la diferencia entre la entrada RF1 y la entrada LO1 es 50 MHz debido a que el oscilador local 156 opera a 14,45 GHz, mientras que la frecuencia principal (al que estan conectados los acopladores) es 14,5 GHz. La senal de 50 MHz se utiliza para extraer informacion de fase y de magnitud. Esta invencion no se limita al uso de la disposicion mostrada que utiliza cuatro acopladores direccionales 146, 148, 151, 152. Por ejemplo, pueden utilizarse solo los dos posteriores, 151, 152, o pueden utilizarse solo los dos anteriores, 146, 148. Ademas, en la implementacion del sistema se puede utilizar un acoplador direccional de seis puertos, o cualquier otra disposicion de acopladores adecuada que comprenda una pluralidad de acopladores direccionales.

La segunda etapa del receptor heterodino de doble FI 171 comprende un tercer filtro pasabanda 172 que se utiliza para eliminar senales distintas a la senal de diferencia de FI producidas en la salida del primer mezclador 162, utilizandose el segundo mezclador 174 para mezclar la frecuencia nuevamente a un valor que pueda tratarse facilmente usando un conversor estandar de senal analogica a digital. Se utiliza un cuarto filtro pasabanda 176 para eliminar todos los componentes de senal actualmente presentes en el sistema, a frecuencias distintas de la senal de diferencia de FI producida en la salida del segundo mezclador 174. En esta realizacion, el mezclador produce una senal a una frecuencia que es la diferencia entre una primera entrada RF2 producida en la salida del primer mezclador 162 y una segunda entrada LO2 producida por una tercera fuente 164 de frecuencia. En esta realizacion, la tercera fuente de frecuencia opera a 40 MHz, de modo que la diferencia es 10 MHz. La salida del cuarto filtro pasabanda 176 se introduce en un procesador digital 178, que puede ser un procesador de senal digital, un microprocesador, o un microcontrolador, para permitir extraer digitalmente la informacion de fase y de magnitud, y convertirla en un formato que pueda usarse para controlar los elementos variables 170 del filtro de sintonizacion 144, basandose en la informacion medida en los puertos acoplados de los acopladores direccionales 146, 148, 151, 152 (o una combinacion de los mismos), y dirigirla al receptor heterodino usando el conmutador de multiplexacion 154. La salida analogica del receptor se digitaliza usando un conversor de senal analogica a digital (ADC) adecuado, y la senal digital resultante se procesa mediante la unidad de procesamiento de senal digital (DSP) o la unidad de microprocesador (MP). Cabe senalar que el ADC puede estar contenido dentro de las unidades DSP o MP. Para controlar los elementos de sintonizacion variables que se utilizan para mantener la condicion adaptada, puede ser necesario utilizar solo la informacion disponible en los puertos acoplados de los acopladores direccionales 151, 152 posteriores.

Una fuente de alimentacion 180 proporciona la energia de CC necesaria para la operacion de la unidad de electrocirugia. Una unidad 182 de control de tension puede comprender una pluralidad de conversores de CC a CC, para permitir convertir una unica tension producida por la fuente de alimentacion 180 a una pluralidad de tensiones necesarias para hacer funcionar la unidad, por ejemplo, las tensiones compuerta-drenaje V6-V9 para los amplificadores 110, 112, la tension V10 para energizar la unidad de microprocesador, etc. En la Fig. 3 se muestran en detalle las tensiones de suministro y las senales de control.

La seleccion de la posicion de polo del conmutador de multiplexacion por division de tiempo 154 unipolar y de cuatro vias (SP4T), la operacion de apertura/cierre del conmutador de modulacion 130, y el nivel de atenuacion introducido por el atenuador variable 132 se determinan por medio de las senales de control C1-C3 generadas por el microprocesador 178.

El sistema incluye una interfaz de usuario 184 con la que un usuario puede operar el sistema. La interfaz de usuario puede incluir graficos de barras LED, alarmas audibles, LEDs individuales y micro-conmutadores, reconocimiento de voz (audible), respuesta por voz (audible) o una pantalla LCD alfanumerica con micro-conmutadores o conmutadores de membrana, una pantalla tactil, o cualquier otro medio adecuado de introduccion de informacion o datos en el sistema, y de emision de informacion o datos del sistema o acceso a los mismos.

El canal de medicion proporciona una trayectoria de transmision separada para transportar la radiacion desde la fuente de frecuencia principal 161 hasta la antena de tratamiento 116. El canal de medicion elude los amplificadores

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y el sistema de sintonizacion dinamica asociados con el canal de ablacion. En esta configuration, un separador o acoplador o divisor de potencia de 3 dB divide la salida de la fuente de frecuencia principal entre el canal de ablacion y el canal de medicion. Se utilizan un conmutador guiaondas 188 y un conmutador coaxial 190 para permitir la conmutacion entre los dos canales. El microprocesador (o procesador de senal digital) 178 proporciona las senales de control C4, C5 para permitir cambiar la position de conmutacion del conmutador guiaondas 188 y el conmutador coaxial 190. Esta invention no esta limitada al uso de un conmutador guiaondas y un conmutador coaxial para conmutar entre los dos modos de operation; por ejemplo, puede ser posible usar dos conmutadores coaxiales, dos conmutadores guiaondas, una combination de conmutadores PIN y guiaondas, o una combination de conmutadores PIN y coaxiales. El canal de medicion incluye un transmisor de baja potencia 186 que esta dispuesto para acondicionar la senal suministrada a la antena 116, y recibida desde la misma. Una senal de entrada de la fuente de frecuencia principal 161 se transfiere al puerto de entrada de un filtro pasabanda 194, cuya funcion es pasar la energia producida en la frecuencia de medicion pero rechazar la energia producida en todas las demas frecuencias. La salida del filtro 194 se transfiere a la entrada del primer acoplador direccional 196 que esta configurado como un acoplador direccional progresivo de potencia y forma parte de un circuito de supresion de portadora. La salida del primer acoplador direccional 196 se transfiere al primer puerto (puerto de entrada) del distribuidor de microondas 198. El segundo puerto (puerto de salida) del circulador 198 esta conectado a la antena de medicion a traves del conmutador guiaondas 188. El tercer puerto del circulador de microondas 198 esta conectado a la entrada del segundo acoplador direccional 201, que esta configurado como un acoplador direccional progresivo de potencia y forma parte de un circuito de supresion de portadora. La salida del segundo acoplador direccional 201 se transfiere a la entrada de RF del primer mezclador de frecuencia 162 (a traves del conmutador coaxial 190) del receptor heterodino de doble FI.

La configuracion y la description del receptor heterodino de doble FI se ha explicado anteriormente. En el modo de medicion, la information de fase y de magnitud se extrae de la senal utilizando procesamiento de senal digital, y se procesa utilizando el microprocesador 178 para proporcionar informacion relacionada con el tipo de tejido y/o el estado del tejido con el que esta haciendo contacto la punta distal de la antena. Cabe senalar que el procesador de senal digital tambien puede procesar la senal, o utilizarse para efectuar parte de la funcion de procesamiento anteriormente descrita.

Para mejorar el aislamiento entre la senal progresiva transmitida y la senal reflejada, en el modo de medicion es necesario proporcionar un nivel alto de aislamiento entre el primer y tercer puertos del circulador 198. Preferiblemente, el circulador 198 se sintoniza u optimiza en la frecuencia de medicion para una baja perdida de insertion en la trayectoria de senal, y un alto rechazo en la trayectoria aislada. Puede proporcionarse aislamiento adicional por medio de un circuito de supresion de portadora que comprenda un primer acoplador direccional 196 de senal progresiva, un ajustador de fase 202, un atenuador ajustable 204 y un segundo acoplador de senal progresiva 201. El circuito de supresion de portadora funciona tomando una portion de la senal transmitida desde el puerto acoplado del acoplador 196 de senal, y ajustando el nivel de fase y de potencia de tal manera que este desfasado 180° con respecto a cualquier senal no deseada que llegue al tercer puerto del circulador 198, y de manera que tenga la misma amplitud que dicha senal, para permitir suprimir el componente de senal no deseada. La senal de supresion de portadora se inyecta dentro de (o en) la salida del tercer puerto del circulador 198 usando el segundo acoplador progresivo 201. El circuito de supresion de portadora tambien puede utilizarse para ajustar las variaciones causadas por la antena de salida (eje coaxial y punta de sonda) y por el conjunto de cable de microondas que conecta el generador a la antena. El circuito de supresion de portadora puede configurarse cuando un conjunto de cable y una sonda representativos esten unidos al sistema.

La Fig. 4 muestra una realization de la invencion. Se asemeja bastante a la disposition de la Fig. 3; se utilizan los mismos numeros de referencia para los componentes comunes, y no se repite la descripcion de estos componentes.

En la realizacion, el canal de tratamiento esta adaptado para proporcionar una senal de referencia (senal progresiva) derivada de la fuente de frecuencia principal 161, ademas de una senal reflejada desde la antena de tratamiento 116. Ambas senales se suministran a traves del receptor heterodino de doble FI al microprocesador (o procesador de senal digital) 178, en el que se procesan y se utilizan para determinar la impedancia compleja del tejido. Esto se logra midiendo la diferencia entre las senales, en una ubicacion dentro del sistema en la que las dos senales contengan esencialmente el mismo desplazamiento de fase o de amplitud debido a la deriva, de manera que pueda suprimirse esta variation y medir solo las senales de potencia progresiva y reflejada deseadas. Entonces puede calcularse la impedancia compleja mediante la extraction de la informacion de fase y de magnitud de las dos senales compensadas. Dividiendo la magnitud de la senal producida a partir de la medicion de potencia reflejada, por la magnitud de la senal producida a partir de la medicion de potencia de referencia (progresiva), y restando la fase del vector de potencia progresiva de la fase del vector de potencia reflejada, es posible establecer la impedancia compleja con un alto grado de precision.

El procesador de senal digital puede detectar senales de cuadratura I-Q de las senales de referencia (progresivas) y reflejadas introducidas, respectivamente. A continuation, pueden llevarse a cabo transformaciones de las senales de cuadratura I-Q (formato cartesiano) a senales de fase y de magnitud (formato polar) y/o a valores reales e imaginarios (formato de impedancia compleja), con el fin de obtener la informacion deseada del sistema.

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Por ejemplo, el procesador de senal digital puede detectar y normalizar (sobre la base, por ejemplo, de factores determinados por calibration previa usando impedancias de carga conocidas) unos valores de cuadratura Qf e If para un voltaje de referencia (progresivo) Vf, y unos valores de cuadratura Qr e Ir para un voltaje reflejado detectado Vr . Como ejemplo ilustrativo, que los valores normalizados detectados sean:

Of =0,6

If =0,8

Qr =-0,4 /, = -0,3 .

Estos valores detectados se pueden convertir a la forma polar (R, 0) usando las ecuaciones

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de tal manera que

para Vf los valores son Rf = 1,0 y 0f = 36,87° y para Vr los valores son Rr = 0,5 y 0r = 233,13°.

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que para el presente ejemplo dan Rt = 0,5 y 0t = 196,26°. Estas coordenadas polares se convierten a continuation en una notation de impedancia compleja (xt ± jyt) para producir la information de impedancia compleja requerida. Asi, en el presente ejemplo

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y

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Estos valores pueden denormalizarse para encontrar la impedancia compleja real del tejido medido. Por ejemplo, la denormalizacion a 50 Q da xt + jyt = 16,95- j6,3.

Un conmutador 206 esta dispuesto para proporcionar una trayectoria, para que la senal reflejada o la senal de referencia (progresiva) entre en el mezclador 162 de la primera etapa del receptor heterodino de doble FI. El conmutador 206 es un conmutador unipolar y de dos vias (SP2T), por ejemplo, el componente con numero de pieza S2K2 Advanced Control Components. El conmutador 206 conmuta periodicamente entre la senal reflejada y la senal de referencia (progresiva), bajo el control de una senal de control C9 del microprocesador 178 (o procesador de

senal digital). El periodo para hacer las dos mediciones es corto, es decir, menos de 100 ms (por ejemplo, dentro de un marco de tiempo de 1 ms), por lo tanto, no hay tiempo suficiente para que se produzca la deriva del componente durante la ventana de tiempo en la que se hacen las dos mediciones.

5 La senal reflejada se proporciona usando el transmisor 186 de baja potencia anteriormente analizado en relacion con la Fig. 3.

Se proporciona un acoplador 208 de potencia progresiva en la trayectoria desde la fuente de frecuencia principal 161 hasta el transmisor de baja potencia 186. El acoplador 208 esta configurado para medir una porcion (por ejemplo, el 10 10 %) de la potencia dirigida progresiva generada por la fuente de frecuencia principal 161. Esta porcion medida es

la senal de referencia (progresiva). Por lo tanto, la senal de referencia toma la misma trayectoria que la senal que se reflejara finalmente desde el tejido. Esto significa que, si existe cualquier desplazamiento, estara presente en ambas senales y podra suprimirse restando una senal de la otra.

15 La Fig. 5 muestra los resultados de la implementacion del sistema mejorado, descrito con referencia a la Fig. 4, en el sistema mostrado en la Fig. 3. El grafico superior de la Fig. 5 muestra que se puede eliminar la deriva de fase que pueda tener lugar en el tiempo, al proporcionar una senal de referencia para la comparacion con la senal reflejada, efectuando la medicion de la senal de referencia en torno al mismo tiempo que la de la senal reflejada (la senal de interes). El grafico inferior muestra que cuando se incorpora la mejora, puede mejorarse una deriva de la amplitud 20 observada en el tiempo en el sistema anterior. El sistema todavia presenta una deriva minima debido a la variacion en las caracteristicas de los componentes dentro del detector, por ejemplo, el conmutador de seleccion de canal o uno de los mezcladores. Esta deriva minima no parece afectar a las mediciones de impedancia compleja, cuando el sistema opera en el modo de reconocimiento de tejido, a un nivel que afecte negativamente a la sensibilidad de medicion del sistema.

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REIVINDICACIONES

1. Aparato de clasificacion de tejidos, que comprende:

una fuente de radiacion de microondas (108) que tiene una frecuencia predeterminada;

una sonda (116) dispuesta para suministrar radiacion de la fuente (108) en una direccion progresiva en un tejido, y para recibir radiacion reflejada desde el tejido;

un detector (178) dispuesto para recibir una entrada, que es conmutable entre una senal de referencia que se deriva de la radiacion dirigida progresiva desde la fuente (108) y una radiacion reflejada recibida desde la sonda (116) a lo largo de una trayectoria de transmision de reflexion, estando dispuesto el detector (178) para detectar la magnitud y la fase tanto de la radiacion reflejada como de la senal de referencia; un circulador (198); y

un clasificador de tejido, dispuesto para clasificar el tejido segun la magnitud y la fase de las senales detectadas por el detector (178), caracterizado por que:

la sonda puede conectarse selectivamente para recibir radiacion de la fuente (108) ya sea a lo largo de una trayectoria de transmision de medicion o de una trayectoria de transmision de tratamiento, siendo la trayectoria de transmision de medicion independiente de la trayectoria de transmision de tratamiento, y el circulador (198) esta situado entre la fuente (108), la sonda (116) y el detector (178) para aislar la radiacion dirigida progresiva a lo largo de la trayectoria de transmision de medicion con respecto a la radiacion reflejada a lo largo de la trayectoria de transmision de reflexion, para evitar que la radiacion dirigida progresiva se desplace a lo largo de la trayectoria de transmision de reflexion.
2. Aparato de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que el circulador (198) tiene un primer puerto, un segundo puerto y un tercer puerto, incluyendo la trayectoria de transmision de medicion una via desde el primer puerto hasta el segundo puerto e incluyendo la trayectoria de transmision de reflexion una via desde el segundo puerto hasta el tercer puerto.
3. Aparato de acuerdo con la reivindicacion 2, que incluye un circuito de supresion de portadora conectado entre el primer puerto y el tercer puerto del circulador, estando dispuesto el circuito de supresion de portadora para suprimir la radiacion de la fuente que escape desde el primer puerto hacia el tercer puerto del circulador.
4. Aparato de acuerdo con la reivindicacion 3, en el que el circuito de supresion de portadora comprende un primer acoplador (196), dispuesto para acoplar la radiacion dirigida progresiva desde la trayectoria de transmision de medicion, un dispositivo de ajuste de senal (202, 204) dispuesto para modificar la magnitud y/o la fase de la senal acoplada y un segundo acoplador (201) dispuesto para acoplar la senal modificada en la trayectoria de transmision de reflexion, con lo que la senal modificada suprime la radiacion de la fuente que este escapando desde el tercer puerto del circulador.
5. Aparato de acuerdo con las reivindicaciones 3 o 4, en el que el circuito de supresion de portadora esta dispuesto para suprimir un componente de la radiacion reflejada causada por el conjunto de cable y/o la sonda.
6. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, en el que la senal de referencia esta acoplada a partir de la trayectoria de transmision de medicion.
7. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, que incluye un acoplador direccional (208) en la trayectoria de transmision de medicion, en donde la senal muestreada por el acoplador direccional (208) es la senal de referencia, que se proporciona al detector (178) para ser restada de la radiacion reflejada.
8. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, que incluye un mezclador (162) que tiene una primera entrada conectada para recibir la entrada periodicamente conmutada para el detector (178), una segunda entrada conectada para recibir una senal de mezcla para el mezclador y una salida conectada al detector (178), con lo que el mezclador altera una frecuencia de la entrada periodicamente conmutada para el detector, antes que el detector reciba la entrada.
9. Aparato de acuerdo con la reivindicacion 8, en el que la senal de mezcla se deriva de la fuente (108) de radiacion de microondas.
10. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, en el que la trayectoria de transmision de tratamiento incluye un amplificador (110, 112), dispuesto para hacer que la amplitud de la radiacion que se recibe a traves de la trayectoria de transmision de tratamiento sea mayor que la radiacion que se recibe a traves de la trayectoria de transmision de medicion.
11. Aparato de acuerdo con la reivindicacion 10, en el que la trayectoria de transmision de tratamiento incluye un ajustador de impedancia (144), que tiene una impedancia compleja ajustable dispuesta para adaptar la impedancia

del aparato al tejido.
12. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, en el que la sonda (116) puede insertarse en el tejido.

5 13. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, en el que la fuente (108) de radiacion de microondas

esta sincronizada en fase con una sola frecuencia.
14. Aparato de acuerdo con cualquier reivindicacion anterior, en el que la amplitud de la potencia de microondas suministrada al tejido por la radiacion es menor de 100 mW (20 dBm) para evitar lesiones o danos termicos en las 10 estructuras de tejido sano.