Hipertermia Por Microondas-Aplicadores

UNIVERSIDAD POLITÉCNICA DE CARTAGENA

Hipertermia por Microondas - Aplicadores

Aplicaciones Industriales del Tratamiento de Señal y Comunicaciones

Pedro Fidel Espín López

Laura Gómez de la Fuente

Ana Hernández Martínez

Pascual David Hilario Re

Aplicaciones Industriales del Tratamiento de la Señal y las Comunicaciones

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Indice

1. Introducción ....................................................................................................2

1.1. Tipos de hipertermia...............................................................................3

1.2. Técnicas de aplicación.............................................................................3

1.3. Problemas....................................................................................................4

1.4. Historia..........................................................................................................4

1.5. Aplicaciones.................................................................................................6

2. Métodos de calentamiento..........................................................................9

2.1. Dispositivos de calentamiento externo.............................................9

2.2. Dispositivos de calentamiento intraluminales.............................12

2.3. Dispositivos de calentamiento intersticiales.................................13

3. Aplicación de dispositivo de calor externo.....................................15

3.1. El aplicador de microondas................................................................15

3.2. Resultados................................................................................................18

4. Aplicación de dispositivo de calor intersticial.............................20

4.1. Diseño del aplicador.............................................................................20

4.2. Calor conmutado....................................................................................22

4.3. Resultados medidos del aplicador activo......................................23

4.4. Conclusiones............................................................................................26

5. Aplicaciones clínicas..................................................................................27

5.1. Tumores superficiales y tumores sub-superficiales.................27

5.2. Tumores profundos..............................................................................27

6. Conclusiones..................................................................................................29

7. Referencias.....................................................................................................30


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1. Introduccio n

Las microondas se parecen, en muchos sentidos, a las ondas de radio, pero son más difíciles de

generar, ya que, se requieren dispositivos electrónicos especiales como el magnetrón o

clistrón. A diferencia de la onda corta, las microondas pueden focalizarse en forma de potentes

radiaciones, sumamente direccionales. En su interacción con la materia, su energía puede ser

reflejada, como ocurre cuando inciden sobre superficies metálicas, transmitida con poca

pérdida de energía en medios transmisores, como el vidrio, o absorbida por la materia

irradiada, lo que origina un aumento de temperatura en ésta.

En medicina física, las microondas se utilizan como método de calentamiento profundo

(diatermia). La producción de calor se basa en el hecho de que las moléculas orgánicas y de

agua vibran con gran energía (vibración forzada) al ser sometidas a microondas de

determinada frecuencia. La fricción producida entre las moléculas en vibración genera

rápidamente calor.

La hipertermia es un procedimiento en el cual los tejidos del cuerpo están expuestos a altas

temperaturas y se utiliza en el tratamiento del cáncer. Los científicos piensan que el calor

puede ayudar a reducir los tumores de las células perjudiciales o privarlos de las sustancias

que necesitan para vivir. Ellos están estudiando locales, regionales, y de todo el organismo

hipertermia, utilizando los aparatos de calefacción externa e interna.

En Japón, que fue líder en la investigación de la hipertermia, ya que, el gobierno apoyaba las

becas de esta investigación la radioterapia y la quimioterapia han sido investigadas

clínicamente como un nuevo tratamiento para el cáncer. Numerosos experimentos biológicos

demuestran una base fuerte biológica para el uso de la hipertermia en la terapia contra el

cáncer.

Problemas relacionados con la hipertermia han sido investigados. Técnicas de calor por

microondas y métodos de medida de temperatura dentro del cuerpo humano también han

sido estudiados, particularmente en la década pasada. La mayoría de los esfuerzos parecen

haber sido centrados en el desarrollo de un aplicador capaz de calentar graves tumores con

exactitud. Sin embargo, hay problemas severos que hacen difícil conseguir ese calentamiento

tan exacto.

Estos problemas incluyen la penetración en la piel basada en el efecto que ésta puede producir

y en la presencia de materiales aislantes como lípidos, proteínas y huesos en el cuerpo

humano para el tipo de dieléctrico que produce el calentamiento.

Se han estudiado técnicas de desarrollo de la temperatura que son un poco agresivas. Los

termómetros deben ser esterilizados antes de la inserción en el paciente. La tolerancia del

paciente en la inserción normalmente es baja, limitando el número de puntos exactos en el

tumor y, por tanto, limitando la dosis de calor estimado. Se utilizan métodos como materiales

fluorescentes. En el caso de los no agresivos incluyen estos que exploran el uso de la

resonancia magnética y microondas. Éstos están bajo desarrollo.


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1.1. Tipos de hipertermia:

Se pueden encontrar diversos tipos de hipertermia: local, regional y corporal. En la hipertermia

local el calor es aplicado en un área muy pequeña, como por ejemplo un tumor, utilizando

diversas técnicas para repartir el calor. Se pueden utilizar diversos tipos de energía para

entregar el calor como microondas, radiofrecuencias o ultrasonidos. Dependiendo de la

localización del tumor, existen varios métodos de enfoque:

Externa: se utiliza para tratar un tumor cutáneo o también justo debajo de la piel.

Intraluminal o endocavitaria: se aplican para tratar tumores dentro o cercanos a cavidades corporales, como el esófago o el recto.

Intersticial: se usa para tratar tumores dentro del cuerpo, como los cerebrales. Esta técnica permite que el tumor sea tratado con temperaturas más elevadas que las técnicas externas.

La efectividad del tratamiento está relacionada con la temperatura alcanzada durante el tratamiento, además de la duración del mismo y las características celulares y tisulares. Para asegurar que la temperatura requerida es alcanzada, pero no sobrepasada, la temperatura del tumor y del tejido cercano es monitorizada.

1.2. Te cnicas de aplicacio n:

En diferentes modos de aplicación, la radiorresistencia es mayor en tumores poco irrigados, por ello, se emplea la hipertermia, basándose en los cambios biológicos que se suceden en una importante vasodilatación que produce un flujo sanguíneo en el centro del tumor a niveles cercanos a los existentes en los tejidos normales, haciéndolos radiosensibles, disminuyendo el tiempo de radioterapia. Por su modo de aplicación, la hipertermia puede ser local o general; invasiva o no invasiva. Dentro del área de técnicas invasivas se encuentra el uso de agujas por las cuales se hace pasar una corriente para calentar el tejido circundante. La temperatura es mayor cerca de las agujas, lo que produce hipertermia no muy homogénea. Entre las técnicas generales se encuentran: baños con agua caliente, cobertor eléctrico y técnicas electromagnéticas. El inconveniente de las dos primeras es el sobrecalentamiento en la superficie de la piel, disminuyéndose la temperatura conforme se muestrea más profundamente. Con el uso de energía electromagnética se alcanzan temperaturas más homogéneas con respecto a los otros dos métodos. Queriendo tener un mejor control de la temperatura a nivel local y tratando de evitar lesiones a tejidos normales, se usa la técnica de hipertermia local. Para este fin de encuentra el uso de energía electromagnética y ultrasonido como métodos no invasivos para lograrlo.


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1.3. Problemas:

Los tejidos sanos no se dañan durante el proceso siempre y cuando su temperatura permanezca por debajo de 43,9 ˚C. Sin embargo, debido a las diferencias en las características tisulares, algunos puntos pueden conseguir temperaturas más elevadas, lo que puede dar lugar según una aproximación externa a quemaduras, ampollas, malestar o dolor. En la aproximación endocavitaria puede aparecer hinchazón y coágulos de sangre. Sin embargo, estos efectos secundarios son temporales. No sucede lo mismo con la hipertermia corporal, la cual produce trastornos más serios, entre los que se encuentra desórdenes cardíacos y vasculares, diarreas y náuseas.

1.4. Historia:

La historia de la hipertermia oncológica comienza a partir de ciertas evidencias de curación del cáncer por enfermedades febriles concomitantes descritas durante los siglos XVIII y XIX. Parece que la inhibición del crecimiento del tumor por fiebre alta causada por la malaria fue descrita por primera vez por Kizowitz (Francia) en 1779. En 1866, Busch (Alemania) describe la remisión completa de la confirmación histológica del sarcoma de cara después de dos infecciones de erisipela. Busch utiliza el contacto intencional con la infección por erisipela para tratar a varios pacientes. Al parecer, en la segunda mitad del siglo XIX, la práctica de la terapia febril infecciosa era bastante común, y se utilizó para tratar una amplia gama de enfermedades. En 1882, Fehleisen descubre el agente causante de la erisipela, la bacteria Streptococcus pyogenes. Se inocularon bacterias vivas a siete pacientes con cáncer y se logró una remisión completa en 3 casos. Bruns, en 1887, informa de un caso de remisión completa en un paciente con melanoma recurrente múltiple después de una infección de erisipela con temperaturas superiores a 40 °C durante varios días, con una supervivencia libre de enfermedad de 8 años. Este método se conoce como terapia febril y la hipertermia en sí era sólo uno de los componentes de la reacción compleja del cuerpo, y no se ha llegado a considerar como una modalidad de tratamiento por separado.

En 1898, el ginecólogo sueco Westermark publica un informe sobre el uso prolongado (48 horas) de calentamiento local para el tratamiento de diversas enfermedades ginecológicas mediante el uso de una bobina de metal intravaginal con agua circulando en torno a los 43 °C. Se documentaron excelentes resultados en el cáncer de cuello uterino inoperable. Gottschalk, en 1899, confirma el éxito de la aplicación de calor en el cáncer de cuello de útero y sugiere el uso de temperaturas más altas y tiempos de exposición más reducidos. Durante los años inmediatamente posteriores continúa el estudio del tratamiento del cáncer mediante calentamiento sugiriéndose una mayor sensibilidad al calor de las células tumorales en comparación con las células normales. La historia de la hipertermia relacionada con las ondas electromagnéticas comienza a partir de las obras de los científicos Nicola Tesla y Arsen d'Arsonval. Cerca de 1905, la diatermia (calentamiento local de tejidos en una zona del cuerpo bajo la influencia de un campo electromagnético) es inventada por von Zeyneck et al.


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En 1920, se inventa el magnetrón, lo que permite generar ondas electromagnéticas con frecuencias de hasta 150 MHz y comienza la era de la radiofrecuencia en la electromedicina. En 1928, el vicepresidente de General Electric, revela que la temperatura corporal de aquellos que están cerca de los transmisores de onda corta se eleva por 2-3˚C. Este fue el descubrimiento del calentamiento por irradiación de ondas de radio que pronto condujo al desarrollo del Radiotherm, el primer dispositivo de verdadera hipertermia. Este dispositivo llegó a estar muy extendido en EE.UU. y se utilizó para el tratamiento de diversos trastornos como el cáncer con resultados impresionantes.

En 1937, se inventa el tríodo y se perfecciona el magnetrón, y, en 1939, los hermanos Varian desarrollan el primer klistrón en Stanford. Estas invenciones permiten generar radiación electromagnética en el rango de los gigahercios (UHF) y abren la era de las microondas. Posteriormente en 1950, Gessler informa de la destrucción con éxito de tumores mamarios espontáneos en ratones por hipertermia por microondas (2450 MHz) sin un daño significativo a los animales. Selawry, en 1957 pone de manifiesto los patrones básicos del impacto hipertérmico a líneas celulares calentadas por agua. En primer lugar, aceleración del crecimiento celular por debajo de 39 °C con un máximo a 38 °C y, a continuación, la interrupción del ciclo mitótico en la metafase en el intervalo de 39 °C - 40 °C, con el posterior desarrollo de daño celular irreversible a más de 40 °C. Pero el rango letal se produce a los 42 °C – 46 °C . Los verdaderos pilares de la hipertermia oncológica moderna fueron puestos por Crile Jr. durante una serie de experimentos in vivo con ratones en los años 60. En 1962, Crile informa de todos los patrones conocidos de la hipertermia en vivo: inicio de los daños en el tumor en torno a los 42 °C, decrecimiento medio del tiempo de exposición letal por cada grado por encima de 42 °C, mejor radiosensibilidad y menor termosensibilidad de pequeños tumores y relación inversa para tumores grandes, pero también, desarrollo de termotolerancia después de la exposición subletal, mejora de termosensibilidad mediante inyecciones de serotonina, y efecto aditivo o sinérgico de la combinación de calor e irradiación. Estos resultados se obtienen de los estudios realizados en los tumores que han sido implantados en las patas de los ratones y calentados por agua. Es necesario recalcar dos hechos clave en los resultados de Crile. En primer lugar, la toxicidad grave de la hipertermia eficaz que produce, de hecho, el aumento de temperatura a más de 42 °C, lo que, condujo a daños tanto del tumor como de los tejidos sanos: la probabilidad de daño tumoral fue mayor pero a costa de que un elevado número de ratones perdieran sus patas después del tratamiento. En segundo lugar, aunque Crile muestra que la hipertermia a 44 °C durante 30 minutos conduce a la disminución media de isodosis de la irradiación, la radio sensibilidad de los tejidos sanos aumentó en la misma medida que las de un tumor. Crile, por lo tanto, llega a la conclusión de que termorradioterapia tiene una dudosa ventaja sobre la radioterapia en sí misma. El período 1965 – 1975 Von Ardenn comienza sus trabajos en el campo de la oncología, cuando desarrolla un baño con dos cámaras de hipertermia con refrigeración centralizada. Ya en los primeros experimentos in vitro en 1965, había confirmado la termosensibilidad selectiva de los tumores y pronto había presentado a la universidad de Heidelberg su concepto de quimioterapia.


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En 1966 anuncia haber descubierto poder conseguir una selectividad casi sin límite entre las células cancerosas y las células sanas, lo que da comienzo a una “carrera hipertérmica” en todo el mundo. Se desarrolla durante este periodo la hipertermia de cuerpo completo o corporal y las tecnologías de perfusión hipertérmica regionales, y continúa el estudio de la hipertermia local. Al mismo tiempo se acumulan los resultados negativos. Para 1975, las limitaciones de la hipertermia corporal se vuelven cada vez más aceptadas en vista de la imposibilidad de a aumentar la temperatura del sistema por encima de 42 °C sin llegar a una gran toxicidad. La siguiente década, 1975 - 1985, fue la etapa de estructuración de la hipertermia moderna. Durante este período, la hipertermia mundial había desarrollado una estructura organizativa interna representada por una serie de sociedades. La base científica moderna de la hipertermia se había completado del todo, estableciéndose en esa época los principales fabricantes de equipos de hipertermia. El rechazo a la hipertermia de cuerpo completo y a la hipertermia mediante calentamiento por convención en favor de aplicaciones localizadas del tipo electromagnético, fueron la principal tendencia tecnológica de la década. Posteriormente, el Departamento de Defensa de EE.UU. contrató a Schwan, el cual, había comenzado el estudio de los mecanismos de absorción de la radiación de microondas y dedujo que es desigual y que depende de las propiedades del tejido y sus componentes. El establecimiento de las bases científicas de la terapia de microondas fue mayormente completado alrededor de 1985. Durante la década siguiente hubo un cierto enfriamiento, propiciado por una serie de fracasos. Por el contrario en Japón el Thermotron había obtenido una gran aceptación, el gobierno apoyaba con becas la investigación sobre la hipertermia, y los tratamientos eran cubiertos por los seguros médicos. Japón se convirtió en un verdadero líder mundial con más de 200 unidades de hipertermia instaladas. En 2004 fracasa el primer y único ensayo aleatorio sobre la hipertermia de cuerpo completo, el resultado del tratamiento fue dos veces peor que lo esperando en comparación con quimioterapia. En 2005 se documenta el fracaso de un ensayo sobre sobre el cáncer del cuello uterino por parte de Vasanthan convirtiéndose en uno de los fiascos más importantes, sobre el estudio de la hipertermia, de la década. Debido a esto, en ese mismo año, los líderes de opinión del campo de la hipertermia anuncian un reseteo en el estudio de la hipertermia y se llega a la conclusión de que la hipertermia extrema es inviable, por el contrario se decide continuar el estudio de la hipertermia sobre temperaturas moderadas basadas en el cálculo detallado de la dosis térmica.

1.5. Aplicadores:

Hemos creído la necesidad de hacer una comparación, entre el uso de radiofrecuencias y el uso de microondas. La radiación es la emisión de la energía de cualquier fuente. Los rayos X son un ejemplo de la radiación, pero también lo es la luz que viene del sol y el calor que está constantemente saliendo de nuestros cuerpos.

Cuando se habla de la radiación y el cáncer, mucha gente piensa en tipos específicos de

radiación, como los rayos X o la radiación hecha por los reactores nucleares. Pero hay otros

tipos de radiación que actúan de manera diferente.


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Existe la radiación a través del espectro de muy alta energía, alta frecuencia, de radiación para

bajo consumo de energía. Esto se refiere a veces como el espectro electromagnético.

Ejemplos de radiación de alta energía son los rayos X y los rayos gamma . Éstos, así como algo

de energía más alta de radiación UV , se llaman radiación ionizante, que significa que tienen

suficiente energía para eliminar un electrón, de ionizar un átomo o molécula. Esto puede

dañar el ADN dentro de las células, lo cual puede resultar en cáncer.

Radiofrecuencia (RF) de radiación está en el extremo de baja energía del espectro

electromagnético y es un tipo de radiación no ionizante. La radiación no ionizante tiene la

energía suficiente para mover átomos en una molécula alrededor o hacer que se vibran, pero

no lo suficiente para ionizar, es decir, quitar las partículas cargadas como los electrones. La

radiación de radiofrecuencia tiene mayor energía que la radiación electromagnética

extremadamente baja frecuencia, pero de menor energía que otros tipos de radiación no

ionizante, como la luz visible e infrarroja. La radiación ionizante tiene aún mayor energía.

Si la radiación RF es absorbida en cantidades tan grandes por los materiales que contienen

agua, como los alimentos, los líquidos y los tejidos del cuerpo, puede producir calor. Esto

puede dar lugar a quemaduras y daños en los tejidos.

Aunque la radiación de RF no produce cáncer por dañar el ADN en las células de la

forma radiación ionizante, no ha habido preocupación de que algunas formas de radiación no

ionizante podrían tener efectos biológicos que pueden resultar en cáncer en algunas

circunstancias.

Sin embargo, los hornos de microondas funcionan mediante el uso de niveles muy altos de una

cierta frecuencia de la radiación de RF, en el espectro de microondas, para calentar los

alimentos. Cuando las microondas son absorbidas por el alimento que contiene agua, que hace

que las moléculas de agua vibren. Esto produce calor pero las microondas no utilizan rayos X o

rayos gamma, y no hacen radiactivos los alimentos. Los hornos de microondas pueden cocinar

los alimentos, pero no cambiar la estructura química o molecular de la misma.

Algo curioso, es lo que ocurre en algunos aeropuertos de EE.UU. en los que, la Administración

de Seguridad del Transporte (TSA) utiliza escáneres de cuerpo completo para revisar a los

pasajeros. Los escáneres que se utilizan actualmente por la TSA utilizan imágenes por ondas

milimétricas. Estos escáneres emiten una pequeña cantidad de radiación de ondas

milimétricas (un tipo de radiación RF) hacia la persona en el escáner. La radiación de

radiofrecuencia pasa a través de la ropa y rebota en la piel de la persona, así como todos los

objetos bajo la ropa.

Escáneres de ondas milimétricas no utilizan los rayos X (o cualquier otro tipo de radiación de

alta energía) y la cantidad de radiación de radiofrecuencia utilizado es muy baja, mucho

menor, por ejmplo, que el de un teléfono celular. De acuerdo a la Administración de Alimentos

y Medicamentos, estos escáneres no tienen efectos conocidos para la salud. Sin embargo, TSA

permite a las personas que se proyectarán en una manera diferente si se oponen a cribado con

estos escáneres.

Existen diversos canceres en los que es mejor utilizar un tipo de tratamiento otro. Por ejemplo en el caso del cáncer colorrectal. El cáncer colorrectal es uno de los tumores malignos más comunes en todo el mundo y aproximadamente un 50% de los pacientes desarrolla metástasis hepáticas (el hígado es el

http://www.cancer.org/ssLINK/xraysgammaraysandcancerrisk

http://www.cancer.org/ssLINK/uv-radiation-toc


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primer sitio en el que se produce la metástasis de la enfermedad). La resección hepática es la única opción curativa, aunque sólo un 15-20% de los pacientes con metástasis hepáticas del cáncer colorrectal son apropiados para el tratamiento quirúrgico estándar. Además de la quimioterapia, se han desarrollado varias técnicas de tratamiento mínimamente invasivas para tratar a los pacientes con MHCR: infusión arterial hepática, crioterapia, ablación por microondas, radioterapia interna selectiva, ablación por radiofrecuencia. Durante la última década la ablación por radiofrecuencia ha reemplazado otras terapias ablativas, debido a su morbilidad y mortalidad reducida, su seguridad y la aceptabilidad del paciente. La ablación por radiofrecuencia es una técnica mínimamente invasiva en la cual se inserta una aguja en el tumor (metástasis hepáticas) mediante el acceso a través de la piel, por vía percutánea, o quirúrgicamente. Se genera corriente alterna mediante ondas de radio que, a través de la aguja, crean temperaturas tisulares locales de 50-100ºC, las cuales causan la “coagulación” y la necrosis del tumor. De acuerdo a varios estudios la ARF es técnicamente factible y segura para el tratamiento de las MHCR, sin embargo, se conoce poco acerca de su eficacia en cuanto a la supervivencia general, la supervivencia libre de enfermedad (SLE) y la recidiva local. El objetivo de esta revisión fue observar si el tratamiento de las MHCR con ARF proporciona más beneficio en cuanto a la supervivencia general, la supervivencia libre de enfermedad y la recurrencia local. Esta revisión incluye 18 estudios que compararon la ablación por radiofrecuencia con cualquier otro tratamiento. No hay pruebas suficientes para recomendar el uso de ablación por radiofrecuencia para el tratamiento radical de las metástasis hepáticas del cáncer colorrectal. Se necesitan ensayos clínicos aleatorios de alta calidad para proporcionar respuestas sobre el beneficio y los daños potenciales asociados con el uso de ablación por radiofrecuencia en el tratamiento de las metástasis hepáticas de este cáncer.


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2. Me todos de calentamiento

Se han desarrollado diversas técnicas para la producción de la hipertermia localizada o

regional, incluyendo la matriz anular utilizando microondas, calentamiento por RF inductiva y

capacitiva. Sin embargo, cada técnica tiene sus ventajas y desventajas, y su uso debe ser

elegido según la base de su sitio clínico y la composición de los tejidos.

Existen varios métodos de calentamiento, divididos en: calentamiento externo, intraluminal e

intersticial. A continuación se verán cada uno de manera detallada.

2.1. Dispositivos de calentamiento externo

1. Calentamiento tipo dieléctrico:

Es un tipo de calentamiento externo, el cual administra calor al tumor a través de

diferentes estructuras del cuerpo. La entrega de calor para tumores situados

superficialmente es relativamente fácil.

El calentamiento por microondas, conocido por sus siglas en inglés MWH (Microwave

Heating), es más usado frecuentemente para el calentamiento externo de tumores

superficiales. Uno de los principales problemas de MWH es que la profundidad de

penetración está limitada por el principio de la profundidad de penetración de las

ondas EM. Por tanto, sólo los tumores localizados a 2-3cm de la superficie de la piel,

pueden ser tratados con un calentador de superficie convencional.

Para lograr un calentamiento localizado más profundo, se han desarrollado en Japón

aplicadores con lentes y placas de metal que consiguen que las microondas (MW)

atraviesen medios con pérdidas, como puede ser el músculo humano, mediante un

sistema de calentamiento controlado por ordenador. El cálculo de la distribución de

campo eléctrico y varios experimentos sobre animales, han demostrado que, con este

dispositivo se consigue una profundidad de hasta 6cm, aproximadamente dos veces la

profundidad que se obtenía antes con un aplicador de guía de onda convencional.

Este sistema de hipertermia consiste en un generador de MW de 430MHz, con

potencia máxima de salida de 500W:


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Cómo se puede observar en la figura, consta de una unidad de enfriamiento, una

unidad de termometría, un aplicador y un sistema de control mediante un

microordenador. Está disponible con un aplicador de lente de cuatro aberturas con un

tamaño de abertura total de 212x80mm, o un aplicador de lente de dos aberturas con

un tamaño total de 100x50mm. Este aplicador está cubierto con una bolsa de agua, la

cual está desionizada y circula por su interior. Cambiando la temperatura de

circulación del agua entre 10 y 50°C, se puede controlar la temperatura superficial de

la piel. Dicha temperatura se mide por un solo punto o por multipuntos de un sensor

delgado de termopar de cobre, recubierto de teflón con un diámetro exterior de

0.8mm. El multisensor tiene de 3 a 6 termopares separados, con cruces situados en

intervalos de 6, 8 o 10mm.

Durante la hipertermia, la potencia de MW se apaga cada 24seg durante 5seg, para la

medición de la temperatura.

El dispositivo de calentamiento ideal debe ser capaz de elevar todo el volumen del

tumor a una temperatura terapéutica, sin sobrecalentar los tejidos normales

adyacentes.

El calentamiento regional es el método utilizado para tratar tumores más profundos,

pero también afecta el calentamiento a los tejidos adyacentes a éste, por lo que este

tipo de tratamiento sólo es posible cuando la disipación de calor por el flujo de sangre

en el tejido normal es mayor que en el tejido tumoral. Un ejemplo de dispositivos de

calentamiento regional puede ser, la máquina de calentamiento capacitivo por RF.

Este sistema, tiene la ventaja de que la grasa subcutánea no es excesivamente

calentada y, por lo tanto, es adecuado para los pacientes obesos. Sin embargo, causa

síntomas sistémicos como taquicardias y malestar. Estos síntomas son más graves en

pacientes con tumores abdominales que en aquellos con tumores pélvicos o en las

extremidades, por lo que este método tiene una utilidad limitada de en tumores

situados en el abdomen superior.

El dispositivo que se muestra a continuación, se trata de un dispositivo de

calentamiento capacitivo por RF a 8 MHz.


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Este equipo fue aprobado como un dispositivo médico para termoterapia de cáncer

por el Ministerio japonés de Salud y Bienestar Social en diciembre de 1984, y ahora se

encuentra instalado en más de 100 hospitales de siete países.

Se trata de un circuito de oscilación auto-excitado a 8 MHz y 1,5 kW de potencia de

salida máxima. La energía de RF se transmite desde un generador a través de dos

cables coaxiales a dos electrodos de disco. La RF se aplica a través de un par de

electrodos colocados en lados opuestos del cuerpo y la potencia se distribuye a nivel

local o regional a través de la interacción de los campos eléctricos producidos entre los

electrodos en paralelo opuesto. Para facilitar el calentamiento de cualquier sitio del

cuerpo, el pórtico con el electrodo se puede girar 180°. Las posiciones ajustables de los

electrodos y la rotación del pórtico, permite el calentamiento en diferentes ángulos.

La camilla de tratamiento está motorizada para el movimiento vertical y horizontal.

Una parte del panel superior del sofá se abre eléctricamente y el electrodo inferior

sobresale a través de la abertura cuando se utiliza acoplamiento vertical. La superficie

de la placa de metal de los electrodos está cubierta con una almohadilla flexible de

agua. El agua circula a través de la almohadilla controlando así que no se produzca un

calentamiento excesivo de la piel y grasa subcutánea.

Esta almohadilla hace que sea posible conectar sin problemas los electrodos a la

superficie del cuerpo, haciendo que la energía de RF puede ser suministrada de una

forma relativamente homogénea a un sitio desigual en el cuerpo. La temperatura del

agua se mantiene a 30-40°C para el tratamiento de tumores superficiales y

aproximadamente a 10°C para tumores profundos. Los electrodos varían desde 4 hasta

30 cm de diámetro. Los electrodos adecuados se seleccionan de acuerdo con el

tamaño y la ubicación de los tumores.

Este aplicador capacitivo tiene un sistema de termometría con cuatro sondas de cobre

recubiertas de teflón. El sistema de termometría se conecta a una retroalimentación,

proporcionando una precisión de 0,2°C. El filtro de ondas altas de RF se inserta en el

sistema de termometría, que no es perturbado por la interferencia de RF y hace que

sea posible medir la temperatura, incluso durante el calentamiento.

Tanto las temperaturas medidas en cuatro puntos del tejido calentado cómo la

potencia absorbida por el mismo, se muestran gráficamente de forma continua en la

pantalla del ordenador. Estos datos también son continuamente grabados en una

unidad de disco duro, y una copia en papel se puede obtener en la impresora interna.

En aplicadores de RF de tipo dieléctrico utilizando un par de electrodos conductores

circulares, es necesario un electrodo de gran tamaño para calentar un tumor profundo

de manera uniforme.

En el caso de un aplicador capacitivo con un par de electrodos circulares, es necesario

un diámetro de más de 1,5 veces el espacio entre los dos electrodos para lograr un

calentamiento uniforme en el interior del cuerpo humano. Por ejemplo, si la región de

calentamiento es de 15 cm, se necesita que el diámetro del electrodo sea de 22,5 cm

para calentar uniformemente el área a tratar.

Para mejorar esto, se ha desarrollado un aplicador capacitivo con un doble electrodo

para lograr un calentamiento local.

Mediante la introducción de un sub-electrodo, que consiste en un material

ferroeléctrico bajo el electrodo principal, un campo eléctrico puede ser concentrado

entre un par de sub-electrodo. El tamaño del haz es proporcional al diámetro del sub-

electrodo semicircular. Si se utiliza un sub-electrodo de 5 cm de diámetro, se puede


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obtener un haz de campo eléctrico de 5 cm a una distancia de 20 cm entre un par de

electrodos.

2. Calentamiento inductivo:

Dado que los campos magnéticos en el calentamiento por inducción de RF pueden

penetrar en un material aislante, tal como la grasa subcutánea, se puede calentar un

tumor sin calentar el tejido graso. Un aplicador simple de tipo apertura se propuso

usando una bobina de tipo columna cuadrada hecha de una tira de metal. La

frecuencia de funcionamiento y la potencia máxima de salida es de 6 MHz y 7 kW,

respectivamente.

Generalmente, es difícil de lograr un calentamiento profundo mediante calentamiento

inductivo porque se generan unas corrientes parásitas predominantemente cerca de la

superficie del cuerpo humano. Para resolver este problema, se ha desarrollado un

aplicador con núcleo de ferrita y un electrodo auxiliar. La frecuencia de

funcionamiento y la potencia de salida son de 4 MHz y 850 W, respectivamente.

El calentamiento local profundo por inducción se puede lograr utilizando un implante,

que genera calor por su interacción con el campo magnético. Sin embargo, ya que se

inducen corrientes parásitas cerca de la superficie de la piel, el resultado es que tanto

la región afectada como el tejido normal superficial se calientan. Para reducir el

calentamiento del tejido superficial normal, se ha propuesto un sistema que absorbe

las corrientes parásitas. Este sistema está formado de caucho de silicio que contiene

polvo fino de carbón. Mediante la optimización constante del material, las corrientes

parásitas que surgen en la porción inesperada del cuerpo humano pueden ser

absorbidas.

Sabiendo que un aplicador de núcleo de ferrita es capaz de calentar de manera

eficiente el interior de una protuberancia en el cuerpo humano, se ha desarrollado un

aplicador simple que utiliza un par de núcleos de ferrita para la hipertermia de mama.

Este aplicador puede calentar regionalmente la mama, independientemente del

tamaño de la mama, sin sobrecalentamiento en el tejido graso.

2.2. Dispositivos de calentamiento intraluminales

El segundo método para el calentamiento profundo es un calentamiento intraluminal,

por MW o RF. Han desarrollado un sistema de hipertermia intraluminal por RF. Es

posible un calentamiento muy localizado con este dispositivo mediante la inserción de

un electrodo en zonas del cuerpo humano, como el esófago, el recto y cuello uterino. Un

conjunto de electrodos se colocan sobre la superficie de la piel del cuerpo, haciendo así

que el flujo de RF se concentre alrededor del electrodo que está introducido en el

cuerpo. Se disponen de varios tipos de electrodos, dependiendo del sitio de la lesión. Un

electrodo está conectado al sistema de RF, que se hace funcionar a la frecuencia de

13,56 MHz con una potencia máxima de 250W.

La estructura principal del electrodo se compone de las siguientes partes:


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1. Transmisor para la radiación de RF.

2. Globo y sistema de refrigeración, lo que elimina la brecha entre los tejidos malignos y el

transmisor (60 ml/min de agua a la temperatura ambiente se hace circular para evitar

sobrecalentamiento del transmisor).

3. Sensor térmico: Suele ser de cobre y está fijado a la parte exterior del globo.

Cabe destacar que recientemente, un nuevo electrodo intraluminal se ha desarrollado,

permitiendo llevar a cabo termorradioterapia simultánea.

2.3. Dispositivos de calentamiento intersticiales

El tercer método es de calentamiento intersticial, que se divide en el calentamiento por

RF actual, calentamiento por MW, y el implante de calentamiento ferromagnético. Las

ventajas de la calefacción intersticial son:

1) Calentamiento selectivo de tumores localizados.

2) Viabilidad de la combinación de uso de la braquiterapia (tipo de radioterapia

interna).

Por otra parte, también tiene desventajas:

1) Invasividad.

2) Dificultad de repetir el tratamiento.

3) Limitación de sitios aplicables.

Como un aparato de calentamiento intersticial, se ha desarrollado una línea de coaxial

fina con pequeñas ranuras de alrededor de 1mm. La frecuencia de operación es de 430

MHz. El calentamiento por implante ferromagnético está siendo investigado en Japón.

Ellos han desarrollado un sistema de calefacción por implante (IHS), que consiste en un

implante ferromagnético, bobina de inducción y el generador para producir un campo

magnético de alta frecuencia. El implante está hecho de aleación de Fe-Pt (Fe: 73%, Pt:

27 %) y tiene una temperatura de Curie de 68°C. Este sistema está siendo investigado

clínicamente para el tratamiento de los tumores cerebrales, principalmente.

Uno de los problemas importantes a superar en la hipertermia es lograr un

calentamiento local profundo y preciso con una exacta medición de temperatura.

Se ha propuesto implantar un termómetro inalámbrico mediante un circuito integrado

MMIC, como el mostrado a continuación:


14

Con un sensor de temperatura, se introduce un MMIC de silicio con un oscilador

controlado por voltaje (Si MMIC VCO). Su tamaño es muy pequeño, alrededor de 2 x

2mm. Esto tiene una especial característica, y es que el termómetro tiene una

construcción muy simple porque el Si MMIC VCO actúa como un sensor de temperatura,

por lo tanto, el termómetro puede ser construido sin un transmisor o amplificador.

Como un termómetro inalámbrico, se puede medir la temperatura con precisión, sin la

interferencia de ruido inducido por un cable de plomo que irradia ondas EM desde un

aplicador.


15

3. External Heating Device: A Direct-Contact Microwave Lens Applicator

Como se ha visto en el apartado 2, los distintos métodos de hipertermia por microondas

pueden dividirse en tres grupos. El primero de ellos se realiza mediante el uso de un

dispositivo de calentamiento externo. En este apartado se va a realizar una explicación del

esquema y funcionamiento de uno de estos dispositivos aplicadores mediante el estudio de un

artículo de investigación llamado “A Direct-Contact Microwave Lens Applicator” publicado por

Yoshio Nikawa, Hiromi Watanabe, Makoto Kikuchi y Shinsaku Mori en Mayo de 1986.

En este artículo se propone el diseño de un aplicador de microondas para hipertermia basado

en una lente de ‘contacto directo’. Este aplicador puede focalizar la radiación del campo

electromagnético en un punto de tal manera que su energía penetre profundamente en el

tejido humano. Los resultados experimentales muestran que con un aplicador de este tipo

operando a una frecuencia de 2450 MHz se puede calentar al doble de profundidad que con

un aplicador convencional basado en guía de onda. También se demuestra que, gracias al uso

de una computadora que alimente correctamente al aplicador y controle la refrigeración

correcta de este, las fluctuaciones de temperatura en el punto a calentar en el tejido humano

se mantienen dentro de un rango de +-0.3ºC. Los resultados de los experimentos con animales

muestran también una profundidad máxima de más de 30 mm por debajo de la superficie

corporal. Estos resultados son de gran interés para el tratamiento contra el cáncer por

hipertermia.

3.1. El aplicador de microondas

El aplicador descrito en este artículo está diseñado para focalizar su energía no solo en el plano

H sino también en el plano E, en un medio sin pérdidas. Las figuras 1(a) y (b) muestran la vista

final de la parte de la lente del aplicador a lo largo del plano XZ (plano H) y del plano YZ (plano

E). La figura 1(a) muestra las placas metálicas paralelas colocadas en el final del aplicador con

una separación d1, d2, d3 y d4, rellenas de agua como material dieléctrico para reducir la

frecuencia de corte. Las placas metálicas son insertadas en la guía para ser paralelas con el

plano E. La onda electromagnética se propaga con el modo TE10 cuando λ/2 < di < λ. En ese

caso la constante de propagación ki es dada por:

√ ( ) (

)

Con i=1,2,3,4.


16

Donde w es la frecuencia angular de la onda electromagnética y es la permeabilidad del

material dieléctrico. Este aplicador está diseñado para tener un foco de campo

electromagnético radiado desde la apertura del aplicador cuando el medio no tiene pérdidas.

Una ilustración de cómo será el esquemático del aplicador se muestra en la Figura 2(a) y (b) a

lo largo de los planos H y E respectivamente. El aplicador diseñado tiene un sintonizador por

medio de tres stubs dentro de la guía de onda para mejorar la adaptación de impedancias

entre el generador y el aplicador. Una fotografía del aplicador ya construido se muestra en la

figura 3.


17


18

3.2. Resultados

Para testear el diseño realizado para el aplicador, se simuló sobre un material equivalente al

de un músculo humano. Los datos medidos por el sistema se muestran en la siguiente figura.

La temperatura inicial del modelo fueron 20ºC y el aumento de esta a una profundidad de 10

mm fue de 15ºC. Las medidas fueron realizadas para dos valores de potencia máxima (60 y 100

W) con los que se alimentaba el aplicador. Los resultados muestran que la temperatura a una

profundidad de 10 mm se mantenía a 35ºC con una variación de más o menos 0.3ºC. Cuando

la potencia máxima suministrada era de 100 W, la temperatura a una profundidad de 5 mm

era muy alta y no se podía mantener. En cambio, cuando la potencia era de 60 W, el aumento

de temperatura a la misma profundidad resultaba adecuado y paulatino. Estos resultados

muestran que el patrón de calentamiento puede ser controlado en cierta medida mediante la

variación de la potencia administrada al aplicador y la temperatura y tasa de recambio del

agua refrigeradora del aplicador.

Los patrones de distribución de la temperatura fueron medido en el muslo de un cerdo

hembra anestesiado previamente, cuyo peso era de 12.4 kg, después de 30 minutos de

calentamiento bajo el sistema. El grosor de la grasa subcutánea del animal era de 10 mm. La

bolsa de agua refrigeradora fue establecida con un grosor de 5 mm. Los resultados

experimentales se muestran en la siguiente figura, que muestra la profundidad máxima a la

que el sistema calienta al animal es de aproximadamente 30 mm.


19


20

4. Interstitial Heating Device: A K-Band Planar Active Integrated Bi-Directional Switching Heat Applicator With Uniform Heating Profile

El siguiente ejemplo de aplicación está enfocado a la hipertermia intersticial por microondas.

Este tipo de hipertermia se basa en la introducción del aplicador en la zona afectada de

manera invasiva, lo que lo convierte en una operación delicada, la cual debe estar equipada

con imagen para cerciorar un correcto posicionamiento del aplicador en la zona a calentar.

Para una hipertermia intersticial invasiva mínima, el aplicador debería ser implementado en

una forma pequeña y muy integrada, empleando técnicas de miniaturización e integración.

Además de mejorar la portabilidad y la comodidad en su uso, el hecho de miniaturizar nuestro

aplicador abarata mucho los costes: se elimina la necesidad de cables externos de RF, por

ejemplo.

Hasta ahora, para llevar a cabo la hipertermia se han empleado frecuencias menores de 5GHz

y fuentes de microondas de alta potencia. Es decir, para la ablación de tumores de unos pocos

centímetros se necesitan potencias en un rango de 50 a 150W. Además, los aplicadores tienen

formas en 3D y fuentes externas muy aparatosas necesarias para generar una alta potencia de

microondas, lo que hace de la integración entre los componentes activos y los aplicadores algo

virtualmente imposible.

Uno de los grandes avances de este ejemplo radica en el pequeño tamaño tanto del aplicador

como de los componentes activos que forman el sistema de hipertermia. Esto se consigue

gracias a los 20 GHz empleados como frecuencia de trabajo, ya que la pequeña longitud de

onda ayuda a reducir el tamaño del aplicador, así como para conseguir calor local. Además, se

emplean como potencia unos 1.4W que nos permiten realizar la fuente de microondas en

forma de circuitos integrados de microondas (MMICs), los cuales pueden ser integrados con el

aplicador de calor. Para facilitar dicha integración, el aplicador se realiza de forma plana.

Con el fin de superar el limitado volumen hipertérmico al usar microondas de la banda K, se ha

desarrollado una apertura múltiple y bidireccional junto con un interruptor que alterna la

emisión por encima o por debajo del aplicador.

4.1. Disen o del aplicador

El aplicador en cuestión se divide en dos bloques. El primero, el bloque activo, consiste en un

oscilador controlado por tensión (VCO) para la generación de señal, un amplificador de alta


21

potencia (HPA) para la amplificación de la señal y un diodo pin (SPDT) para la conmutación de

señal. Para conseguir una potencia de microondas mayor a 1 W en la apertura del aplicador, se

requiere una potencia de salida del oscilador de 12.5 dBm.

El segundo bloque del aplicador activo está basado en la sonda coaxial plana, la cual, para

incrementar el volumen calorífico tiene tres aperturas idénticas dispuestas en serie a cada lado

Para encontrar las distribuciones de calor del músculo de cerdo empleado para las pruebas, la

ecuación del biocalor ha sido implementada:

donde T es la temperatura del tejido [ºC], k es la conductividad térmica del tejido [W/mºC], ρt

es la densidad del tejido [kg/m3], SAR es la tasa de absorción específica [W/m3], y Ct es la

capacidad calorífica del tejido [J/kgºC]. La red de distribución de potencia en cada apertura ha

sido diseñada para permitir perfiles de calor uniforme a través de las aperturas.

Gracias a la resolución en MATLAB de la ecuación anterior, los resultados de la distribución de

calor en cada apertura quedan como muestra la siguiente figura:

En cuanto a las pérdidas por reflexión podemos observar en la siguiente figura que son

mínimas en el rango de frecuencias de 17 GHz a 21.5 GHz:


22

La apariencia de nuestro aplicado conmutador integrado es la que refleja la siguiente figura:

4.2. Calor conmutado

Para conseguir el mayor volumen calorífico posible con únicamente 1.4W de potencia, se ha

optado por una radiación conmutada. Si la radiación es alternada entre los lados del aplicador

con el tiempo óptimo de conmutación, la temperatura de ambos lados del aplicador puede

mantenerse sobre la temperatura hipertérmica simultáneamente gracias al efecto de la inercia

térmica (thermal lagging effect). De esta manera, el volumen calorífico puede llegar a ser casi

el doble con la misma cantidad de potencia.

Dicho tiempo óptimo de conmutación pasa a ser ahora objeto de estudio. El tiempo de

relajación térmica, definido como una constante de tiempo para el decaimiento de la

temperatura dentro de una zona, puede obtenerse de la ecuación del biocalor:

donde la constante difusividad térmica D caracteriza la respuesta térmica del material

calentado. La solución de la primera de las dos ecuaciones anteriores en geometría 3D puede

expresarse como sigue,

( )

( )

[ | |

]


23

donde T(r,t) representa la temperatura en un medio infinito con densidad ρ y calor específico C

que es debido a una cantidad de fuente de pulsos de calor Q instantáneamente generados en

el instante incial t=0 en el punto r0. El tiempo de relajación se estima con el perfil de

temperatura Gaussiano de relajación bajo la superficie de un bloque semi-infinito de tejido con

un espesor l, que puede expresarse de la siguiente manera,

Finalmente, el tiempo de relajación calculado es de 14.3 segundos, valor que se valida

experimentalmente.

4.3. Resultados medidos del aplicador activo

El experimento se llevó a cabo en una cámara de temperatura regulada, siendo la temperatura

inicial del músculo de cerdo de unos 37 ºC. Los perfiles de temperatura fueron monitorizados

en la superficie del músculo de cerdo usando una cámara de infrarrojos.

La potencia de oscilación se fijó en 15 dBm y la potencia de salida del HPA (amplificador de alta

potencia) que sigue al VCO era de unos 33.5 dBm, lo cual derivó en unos 31.4 dBm (1.4W) en el

aplicador, la cantidad de potencia exacta deseada.

En primer lugar se verificó la correcta operación básica del aplicador activo midiendo el perfil

de temperatura en cada lado del aplicador usando la máxima potencia (1.4W). Para este

experimento no se empleó la conmutación de RF. La temperatura pico de la superficie del

músculo de cerdo se midió durante los primeros 5 minutos de aplicación como se puede ver en

la siguiente figura:

Se puede observar que tras 1.2 minutos de aplicación del calor, la temperatura excede los

55ºC y el incremento de temperatura es de unos 31ºC después de unos 5 minutos calentando.


24

La uniformidad del calor fue verificada midiendo el perfil de temperatura a través de las

aperturas. La siguiente figura muestra la distribución térmica a lo largo de 3 mm de músculo de

cerdo:

Como se puede ver, la variación de temperatura fue menor que 2.4 ºC, validando el diseño de

aperturas en array. Tal y como se esperaba de la simetría, ambos lados del aplicador

mostraban una pequeña diferencia en los perfiles de distribución de temperatura.

Después de estudiar el funcionamiento básico del aplicador, se pasó a estudiar

experimentalmente el tiempo óptimo de conmutación. En la siguiente figura podemos

observar, para diferentes tiempos de conmutación, la temperatura alcanzada en el músculo de

cerdo:

Se observa claramente que la temperatura alcanza su pico, 70.2ºC, con 13 segundos de tiempo

de conmutación. Este resultado encaja bien con los 14.3 segundos que se predijeron en el

estudio teórico. Un tiempo de conmutación menor a 13 segundos no calentaría


25

suficientemente el lado sobre el que se está aplicando el calor, y un tiempo mayor a 13

segundos provocaría una excesiva pérdida de calor en la parte opuesta. En la figura anterior se

puede observar una fotografía en infrarrojos del aplicador para un tiempo de conmutación de

13 segundos.

Para apreciar la diferencia entre conmutar y no hacerlo, tenemos la siguiente figura

comparativa:

Como se puede apreciar, para el caso de aplicar conmutación, vemos que la temperatura varía

entre los 60 y 70ºC, siempre por encima de la opción de no conmutar, la cual se mantiene más

o menos estable en los 57ºC. En el caso no conmutado, la potencia suministrada a cada lado

del aplicador fueron unos 0.7W, es decir, se repartieron los 1.4W de manera equitativa para

cada lado. Además, para este caso, se hizo necesario el uso de un sintonizador de impedancia,

para conseguir adaptación y poder entregar toda la potencia a ambos lados del aplicador.

Se definió el volumen hipertérmico, como el volumen de la región que excedía los 43ºC. En las

siguientes dos figuras se puede observar la comparativa entre conmutar y no conmutar:


26

Se ve de manera clara la ventaja que tiene la opción de conmutar cada 13 segundos, ya que las

áreas coloreadas son considerablemente mayores que en el caso de no conmutar.

Después de varios experimentos, se ha estimado el volumen hipertérmico para cada caso: si

calentamos conmutando, obtenemos aproximadamente un volumen de 210.6 mm3, mientras

que en el caso de no conmutar, se obtiene únicamente un volumen de 112.6 mm3. Se

demuestra que con la misma cantidad de potencia, aplicando un tiempo de conmutación de 13

segundos, podemos casi doblar el volumen hipertérmico obtenido.

4.4. Conclusiones

Empleando 20 GHz como la frecuencia de hipertermia seremos capaces de limitar la fuente de

potencia a 1.4W, lo que en contraste con un sistema de hipertermia convencional se aprecia

notablemente la diferencia (2 GHz o menos y una potencia de cientos de vatios, además de ser

muy aparatosos).

Para incrementar el volumen hipertérmico se ha empleado un aplicador plano bidireccional

con tres aperturas coaxiales en cada lado. Además, se consigue doblar el volumen

hipertérmico obtenido con la misma potencia aplicando un tiempo de conmutación óptimo (13

segundos). A juzgar por el volumen hipertérmico conseguido, el método propuesto de esta

aplicación podría ser útil empleándolo en cánceres de esófago, epilepsias, gliomas y arritmias.

Finalmente, comparado con los aparatosos sistemas de hipertermia de alta potencia, este

aplicador activo integrado reduce drásticamente el tamaño y coste del sistema de hipertermia.


27

5. Aplicaciones Clí nicas

Se distinguen dos tipos de aplicaciones clínicas, según el tumor sea superficial o se sitúe en una

zona más profunda, alejado de la piel.

5.1. Tumores superficiales y sub-superficiales

Existen un gran número de experiencias clínicas con hipertermia combinada con

radioterapia para tratar tumores superficiales y sub-superficiales. Hay diversos

dispositivos de calentamiento bien desarrollados para el tratamiento de estos tumores, ya

que es fácil colocar correctamente el termómetro para medir la temperatura exacta en

ellos. La respuesta de los tumores superficiales con el tratamiento combinado es

relativamente fácil de evaluar, proporcionando un buen modelo para investigar la eficacia

combinada de hipertermia y radiación.

Además, varios tumores superficiales, incluyendo el melanoma maligno, tumores de

tejidos blandos, tumores localmente avanzados y los tumores que resurgen después de la

radioterapia, siguen siendo resistentes a los tratamientos convencionales, ofreciendo la

hipertermia combinada con la terapia de radiación ventajas clínicas potenciales para el

tratamiento de dichos tumores.

RadiationTherapyOncology (RTOG) en los EE.UU., no pudo demostrar una diferencia

significativa en la tasa de respuesta entre la radiación sola y radioterapia más hipertermia

cuando se analizaron en conjunto ciertos tumores tratados.

Cuando la respuesta del tumor se evaluó de acuerdo con el tamaño del mismo, se logró

una tasa de respuesta significativamente más alta con la hipertermia y radioterapia

combinadas para los tumores con un diámetro máximo de 3 cm, pero no para los tumores

de más de 3 cm de diámetro. El tratamiento combinado también mostró una tasa de

respuesta sustancialmente mayor en comparación con la radioterapia sola en los tumores

de mama, pero no en otros tumores como de cabeza y cuello, entre otros. Dado que los

tumores más pequeños y lesiones de mama son más fáciles de tratar por hipertermia, se

cree que el escaso calentamiento puede ser una de las razones de los pocos efectos del

tratamiento combinado en tumores más grandes.

5.2. Tumores profundos

A continuación se muestran los resultados de ciertos ensayos específicos realizados en

tumores situados en distintas zonas del cuerpo.


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A. Cáncer de esófago:

B. Cáncer de pulmón:

C. Cáncer de hígado:

D. Cáncer gástrico:

E. Cáncer de colon:

F. Cáncer de vegiga urinaria:

G. Cáncer de tejidos blandos:


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6. Conclusiones

Se han propuesto varios métodos para mejorar las características de calentamiento de los

distintos dispositivos de calentamiento. Por ejemplo, el calor en una zona puede lograrse de

manera eficiente mediante el uso de técnicas capacitivas mediante radiofrecuencia. Esto es

debido a técnicas de calentamiento que aplican energía a las zonas adyacentes de los tumores

profundamente asentados.

Esta condición hace que sea posible realizar el calentamiento selectivo de tumores cuando la

disipación de calor por la sangre fluye de forma más predominante que en el tejido normal.

Se ha propuesto, por tanto, un aplicador capacitivo de doble electrodo para alcanzar

calentamiento profundo a nivel local.

Para evitar el aumento de calor del tejido graso, el calentamiento inductivo es eficaz. Sin

embargo, las corrientes de Foucault tienen una tendencia de distribución cerca de la superficie

del cuerpo humano debido a su naturaleza inherente. Como consecuencia, surgen puntos

calientes cerca de la superficie del cuerpo humano. Pero para evitar este fenómeno, las

corrientes de Foucault se controlan por la introducción de un electrodo auxiliar, el cual, se

encarga de absorber corrientes parásitas.

Cuando se utiliza la hipertermia, es importante establecer técnicas locales y de calor profundo

precisos. Esto es debido a que es necesario que la medida de distribución de la temperatura se

distribuya en todo el volumen calentado.

Para alcanzar este objetivo, fue propuesto un termómetro inalámbrico con función de

implante, aunque esto es un método invasivo. Un objetivo para el futuro es usar la resonancia

magnética y las técnicas espectroscópicas para la cartografía no invasiva de la distribución de

la temperatura.

Ensayos realizados en Japón para los cánceres localmente avanzados de mama, de esófago, de

pulmón, tumores de hígado, cáncer gástrico, cánceres de colon no resecables y los cánceres

de vejiga urinaria invasivos han mostrado mayor tasa de respuesta en termo-radioterapia que

en la radioterapia sola. Se han llevado a cabo estudios clínicos para los cánceres de esófago y

cánceres gástricos, y los dos presentaron una mejor respuesta local con el uso combinado de

hipertermia. Además, las complicaciones asociadas con el tratamiento no fueron

generalmente graves, salvo por los daños intestinales sugeridos en un ensayo para los

cánceres colorrectales.

Estos resultados clínicos indican el beneficio del tratamiento combinado de hipertermia y

radioterapia para diversos tumores malignos.

El uso de calor en la terapia del cáncer es objeto de un esfuerzo de investigación

multidisciplinar con la participación de los campos de la biología, física, ingeniería y medicina.

Todavía hay muchas preguntas por responder sobre temas biológicos como termo-tolerancia y

dosis térmica.

Los principales esfuerzos deben dedicarse al desarrollo de un dispositivo que es capaz de

levantar todo el volumen del tumor a temperaturas terapéuticas sin recalentar los tejidos

normales adyacentes.

Con el avance de estas tecnologías, la hipertermia será más utilizada y, por lo tanto, más

segura en el tratamiento de cánceres.


30

7. Referencias

http://www.cirse.org/index.php?pid=96&lang=3 Development of RF and Microwave Heating Equipment and Clinical Applications to Cancer Treatment in Japan http://www.cancer.org/cancer/cancercauses/radiationexposureandcancer/radiofrequency-radiation Laser hyperthermia: the application of the treatment for the esophageal tumour tissues: http://repositorio.unican.es/xmlui/bitstream/handle/10902/4491/Patricia%20Mansilla%20San%20Emeterio.pdf?sequence=1

“A Direct-Contact Microwave Lens Applicator with a Microcomputer-Controlled Heating

System for Local Hyperthermia”. Yoshio Nikawa, Hiromi Watanabe.

“A K-Band Planar Active Integrated Bi-Directional Switching Heat Applicator With Uniform

Heating Profile”. Dongki Kim, Kihyun Kim.

“An Electric Field Converging Applicator with Heating Pattern Controller for Microwave

Hyperthermia”. Yoshio Nikawa, Tohru Katsumata.

http://www.cirse.org/index.php?pid=96&lang=3

http://www.cancer.org/cancer/cancercauses/radiationexposureandcancer/radiofrequency-radiation

http://www.cancer.org/cancer/cancercauses/radiationexposureandcancer/radiofrequency-radiation

http://repositorio.unican.es/xmlui/bitstream/handle/10902/4491/Patricia%20Mansilla%20San%20Emeterio.pdf?sequence=1

http://repositorio.unican.es/xmlui/bitstream/handle/10902/4491/Patricia%20Mansilla%20San%20Emeterio.pdf?sequence=1

Hipertermia Por Microondas-Aplicadores

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