BR112015028062B1

BR112015028062B1 - Aparelho eletrocirúrgico para a ressecção do tecido biológico

Info

Publication number: BR112015028062B1
Application number: BR112015028062-5A
Authority: BR
Inventors: Francis Amoah; Christopher Paul Hancock; Martin JARMAN; Nuwan Dharmisiri
Original assignee: Creo Medical Limited
Priority date: 2013-05-08
Filing date: 2014-04-14
Publication date: 2022-05-17
Also published as: US20160120588A1; HK1218614A1; CN105358082B; KR102292760B1; JP2016517755A; DK2994067T3; GB2513872A; CA2911710A1; EP2994067A1; BR112015028062A2; AU2014264489A1; JP6371378B2; ES2636215T3; EP2994067B1; GB201308207D0; AU2014264489B2; HK1222308A1; US10426542B2; CA2911710C; CN105358082A

Abstract

APARELHO ELETROCIRÚRGICO QUE TEM CONTROLADOR DE PERFIL DE PULSO DE RF Um perfil em forma de onda de corte por RF pulsada para eletrocirurgia, em que cada pulso é formado de um compósito de diferentes porções de pulso. O pulso inclui uma porção de tratamento controlável cuja duração pode ser truncada conforme necessário para garantir que a potência média entregue através do pulso como um todo não exceda um valor pré-determinado. Um limite para a potência média fornecida pelo compósito de pulso (isto é, a energia total fornecida ao longo da duração das porções ON e OFF dividida pela duração do pulso) pode ser selecionável pelo operador. A porção ON pode ter várias subpartes, que têm efeitos diferentes. Cada pulso pode ser controlado automaticamente em relação à largura de pulso dessa maneira, de modo que o sinal de RF inteligente eficazmente responda de maneira inteligente às condições na ponta de sonda durante o tratamento.

Description

CAMPO TÉCNICO

[001] A invenção refere-se a um aparelho eletrocirúrgico no qual a energia de radiofrequência é utilizada para o tratamento de tecidos biológicos. Em particular, a invenção refere-se a um instrumento cirúrgico capaz de gerar energia de radiofrequência (RF) para corte de tecidos. Ela pode ser usada como parte de um instrumento cirúrgico que também fornece energia de frequência de microondas à hemostase (isto é, vedação de vasos sanguíneos rompidos pela promoção da coagulação de sangue).

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO

[002] A ressecção cirúrgica é um meio de remoção de secções de órgãos de dentro do corpo humano ou animal. Tais órgãos podem ser altamente vasculares. Quando o tecido é cortado (dividido ou seccionado), pequenos vasos sanguíneos chamados arteríolas estão danificados ou rompidos. O sangramento inicial é seguido de uma cascata de coagulação em que o sangue é transformado em um coágulo na tentativa de Sangramento inicial é seguida por uma cascata de coagulação, onde o sangue é transformado em um coágulo em uma tentativa de se conectar ao ponto de sangramento. Durante uma operação, é desejável que um paciente perca a menor quantidade de sangue possível, de modo que vários dispositivos foram desenvolvidos na tentativa de proporcionar um corte livre de sangue. Para procedimentos endoscópicos, é também indesejável que ocorra sangramento e que não seja resolvido o quanto antes, ou, de uma forma diligente, visto que o fluxo de sangue pode atrapalhar a visão do operador, o que pode levar a necessidade de o procedimento ser encerrado e outro método usado em seu lugar, por exemplo, cirurgia aberta.

[003] Os geradores eletrocirúrgicos são difundidos em todas as salas cirúrgicas de hospitais para uso em procedimentos abertos e laparoscópicos e também estão crescentemente presentes em suítes de endoscopia. Em procedimentos endoscópicos, o acessório eletrocirúrgico é tipicamente inserido através de um lúmen dentro de um endoscópio. Em comparação ao canal de acesso equivalente para cirurgia laparoscópica, esse lúmen é comparativamente estreito quanto ao orifício e maior em comprimento. No caso de um paciente bariátrico, o acessório cirúrgico pode ter um comprimento de 300 mm do cabo à ponta de RF, enquanto que a distância equivalente em um caso laparoscópico pode estar em um excesso de 2500 mm.

[004] Em vez de uma lâmina afiada, é conhecida a utilização de energia de radiofrequência (RF) para cortar tecido biológico. O método de corte que usa energia de RF opera utilizando o princípio que enquanto uma corrente elétrica percorre uma matriz de tecido (ajudada pelos conteúdos iônicos das células e pels eletrólitos intracelulares), a impedância ao fluxo de elétrons através do tecido gera calor. Quando uma tensão de RF é aplicada à matriz do tecido, um calor suficiente é gerado nas células para vaporizar o conteúdo de água do tecido. Como resultado dessa dessecação crescente, particularmente adjacente à região de emissão de RF do instrumento (referido aqui como lâmina de RF) que tem a maior densidade de corrente de todo o trajeto da corrente através do tecido, o tecido adjacente ao polo de corte da lâmina de RF perde o contato direto com a lâmina. A tensão aplicada é então aplicada quase totalmente através desse vazio que ioniza, como resultado, formando um plasma, que tem uma resistividade de volume muito elevado em comparação ao tecido. Essa diferenciação é importante, na medida em que se concentra na energia aplicada ao plasma que completou o circuito elétrico entre o polo de corte da lâmina de RF e o tecido. Qualquer material volátil que ingressa no plasma lentamente o bastante é vaporizado e a percepção é, portando, a de um plasma de dissecação do tecido.

[005] GB 2 486 343 descreve um sistema de controle para um aparelho eletrocirúrgico que distribui a RF e a energia de microonda para tratar o tecido biológico. O perfil de fornecimento de energia da energia de RF e a energia de microondas fornecida a uma sonda é estabelecido com base na tensão amostrada e nas informações da corrente da energia de RF transportada à sonda e a amostra é encaminhada e refletiu informações de potência para a energia de microondas transportada para e a partir de uma sonda.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[006] A presente invenção proporciona um aperfeiçoamento no instrumento eletrocirúrgico descrito no documento GB 2 486 343. O aperfeiçoamento diz respeito a uma forma de onda do sinal de RF usada para cortar tecido e, de uma maneira específica, amenizar o impacto de um comprimento aumentado de cabo sobre a precisão do controle de formas de onda de RF fornecidas à ponta da sonda.

[007] No seu sentido mais geral, a presente invenção proporciona um perfil de forma de onda de corte de RF de pulso em que cada pulso tem uma porção de tratamento controlável cuja duração pode ser truncada, conforme necessário, para garantir que a potência média fornecida pelo pulso como um todo não exceda um valor predeterminado. Um limite para a potência média fornecida pelo pulso de compósito (isto é, a energia total fornecida ao longo da duração das porções ON e OFF divididas pela duração de pulso) pode ser selecionável pelo operador. A porção ON pode ter várias subpartes, que têm efeitos diferentes. Cada pulso pode ser controlado automaticamente em relação à largura de pulso dessa maneira, de modo que o sinal de RF responde de maneira efetiva, inteligentemente, às condições na ponta da sonda durante o tratamento.

[008] Assim, de acordo com um aspecto da invenção, pode ser proporcionado um aparelho eletrocirúrgico para ressecção de tecido biológico, o instrumento compreendendo: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) para gerar uma forma de onda de RF com uma primeira frequência; uma sonda preparada para distribuir a forma de onda de RF de uma extremidade distal desta; uma estrutura alimentadora para transportar a forma de onda de RF à sonda ao longo de um canal de RF; um detector de sinal de RF para amostrar a corrente e a tensão no canal de RF e gerar ali um sinal de detecção de RF indicativo da correnta e da tensão; e um controlador em comunicação com o detector de sinal de RF para receber o sinal de detecção de RF, em que o gerador de sinal de RF é preparado para distribuir a forma de onda de RF como uma variedade de pulsos de sinal de RF, cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF tendo um limite de potência predeterminado e uma duração de pulso, em que o controlador é preparado para: monitorar, com base no sinal de detecção de RF, na energia acumulada no tecido biológico durante a duração de pulso de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF e controlar o perfil de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida pelo pulso de sinal de RF ao tecido biológico ao longo de sua respectiva duração de pulso abaixo de um valor alvo. O valor alvo para a potência média é substancialmente, preferencialmente, inferior ao limite de potência predeterminado para o pulso de sinal de RF, por exemplo, inferior a 50%, preferencialmente na faixa de 15-50%, mais preferencialmente na faixa de 20-30%. Esse arranjo de fornecimento de energia proporciona duas vantagens principais. Em primeiro lugar, ela possibilita uma potência de pico elevada, útil para iniciar a ação de corte, a ser usada sem aumentar de maneira indesejada a energia total fornecida ao tecido biológico. Em segundo lugar, permite que uma forma de onda de pulso se adapte de maneira dinâmica às condições de tratamento para garantir que uma energia seja fornecida de maneira eficiente sem causar arqueamento ou outros artefatos indesejados na ponta da sonda.

[009] Para a finalidade de dissecção eletrocirúrgica bipolar, a forma de onda básica gerada pelo gerador de sinais de RF pode ser uma forma de onda de seno superior a 260 Vrμs a uma radiofrequência entre 100 kHz e 5 MHz.

[010] O controlador pode compreender um microprocessador digital (por exemplo, microcontrolador) programado para emitir um sinal de controle de RF para o gerador de sinal de RF, em que o perfil da porção de iniciação de corte e/ou a porção de sustentação de corte de cada pulso de sinal de RF é controlado com base em um estado do sinal de controle de RF. Aqui, "perfil" pode significar o formato, por exemplo, uma ou mais dentre: a duração, a amplitude e o formato de onda, da porção relevante do pulso de sinal de RF. Na prática, esse controle pode ser obtido pelo estabelecimento de limites na tensão e na corrente fornecidos à sonda. Preferencialmente, o controlador é preparado para controlar a duração da porção ON de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida pelo pulso de sinal de RF ao tecido biológico ao longo de sua respectiva duração de pulso abaixo de um valor alvo.

[011] O controlador pode ser preparado de modo a fazer com que cada uma da pluralidade de pulsos de sinal de RF inclua: uma porção de iniciação de corte durante a qual o controlador estabelece um limite de tensão de iniciação de corte ao respectivo pulso de sinal de RF e uma porção de sustentação de corte durante a qual o controlador estabelece um limite de tensão de sustentação ao respectivo pulso de sinal de RF, em que o limite de tensão de sustentação de corte é inferior ao limite de tensão de iniciação de corte e a porção de sustentação de corte segue a porção de iniciação de corte. De preferência, a porção de iniciação de corte é uniforme em cada pulso de sinal de RF, isto é, com uma duração fixa (por exemplo, 20 ms ou menos). Assim, a potência média do pulso ao longo de sua duração pode ser determinada tão somente pelo controle do perfil da porção de sustentação de corte. Na prática, isso pode ser feito atribuindo- se um limite de tensão constante sustentar e variando a duração da porção de sustentação de corte. O nível de potência depende da corrente e da voltagem fornecidos no canal de RF. Em uma modalidade, o limite de voltagem não muda em cada porção de iniciação de corte e nas porções de sustentação de corte; o nível de potência é controlado ajustando-se a corrente para uma determinada impedância na extremidade de carga do canal de RF. Desse modo, o controlador pode ser preparado para controlar a duração da porção de sustentação de corte de modo a fazer com que uma potência média fornecida pelo pulso de sinal de RF ao tecido biológico ao longo de sua respectiva duração de pulso corresponda a um valor alvo.

[012] Em uma modalidade, o sinal de controle de RF é um sinal de demanda para um circuito integrado (IC) de modulador de largura de pulso (PWM) O IC de PWM controla um sinal de entrada para o gerador de sinal de RF (por exemplo, uma entrada de corrente contínua para um conversor de RF), e, desse modo, influencia a forma de onda de RF gerada pelo gerador de sinal de RF.

[013] O estado do sinal de controle de RF pode ser determinado por um circuito de controle, o qual é executado repetidamente durante a duração de pulso de cada pulso de sinal de RF. Quanto mais rápido o circuito de controle for executado, mais rápido o sinal pode se adaptar às condições de tratamento. O período do circuito de controle pode ser de 10 ms ou menos, preferencialmente 100 μs ou menos. A duração fixa da porção de iniciação de corte pode corresponder a um número predeterminado de períodos de circuito de controle. O circuito de controle pode funcionar para estabelecer de maneira adaptativa valores de limite à tensão e à corrente fornecidas à sonda.

[014] Cada duração do pulso pode incluir uma porção OFF em que nenhuma potência é fornecida, a porção OFF ficando entre a porção de sustentação de corte e seu respectivo pulso e a porção de iniciação de corte do pulso seguinte. A duração do pulso para cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF é preferencialmente constante, o que significa que a duração da porção OFF pode variar de maneira complementar com a duração da porção de sustentação de corte. De preferência, o circuito de controle é preparado para garantir que a porção OFF possa ter uma duração mínima. Cada duração de pulso pode também incluir uma breve porção de obtenção de informações (por exemplo, para detectar a impedância da carga na extremidade distal da sonda) antes da porção de iniciação de corte. Durante a porção de obtenção, o controlador pode ser preparado para estabelecer um limite de corrente ou tensão que evitaria que os limites predeterminados de potência, tensão e corrente fossem ultrapassados, na ausência de qualquer dado de impedância de tecido, por exemplo, um limite de tensão VUmit, pode ser definido como Piimit/liimit, onde Pitrnit e liimit são os limites de potência e corrente, respectivamente, da curva de carga de três parâmetros associada à configuração do instrumento. Em uma modalidade preferida, um limite de voltagem da porção de obtenção é estabelecido como o mesmo do limite de tensão de iniciação de corte e o limite de corrente é estabelecido a um valor para um cabo descarregado ou para a intersecção entre o limitar do limite de potência e a delimitação do limite de tensão da curva de carga de três parâmetros. Como explicado abaixo, o estabelecimento do limite de corrente pode compreender a determinação de uma corrente alvo e o cálculo de um valor para o limite de corrente no gerador considerando-se um a capacitância de derivação saliente associada ao canal de RF. Nesse caso, a corrente alvo pode ser calculada como It = PpkVini, onde Ppk é o limite de potência intrapulso e Vini é o limite de tensão de inicialização de corte. O controle do limite de tensão na ausência de dados de impedância de tecido para assegurar que o limite de potência não seja ultrapassado deve quase certamente resultar em uma porção de obtenção de dados que não são de corte, enquanto que o controle do limite de corrente para assegurar que o limite de potência não ultrapasse na ausência de dados de impedância de tecido tende a resultar em uma porção de aquisição de dados que não são de cortes, predominantemente, quando a impedância te tecido estiver baixa e provavelmente resulta em uma terminação de comprimento de pulso inicial com base em uma limitação de potência média macroscópica. O atual paradigma de controle de limite pode, portanto, ser suscetível de ser menos obstrutivo ao corte, no cenário de corte que mais prevalece com o contato leve com o tecido.

[015] Assim, na prática, o controlador pode ser preparado de modo a interromper a porção de sustentação de corte (isto é, mudar a potência fornecida para zero caso a energia acumulada ultrapasse um limite predeterminado). A energia acumulada pode ser determinada através da obtenção de uma ou mais medições de tensão e corrente no canal de RF em cada período de circuito de controle a fim de determinar uma quantidade de energia fornecida durante aquele período de circuito de controle. A energia acumulada ao longo das Nésim medições (por exemplo, pontos de obtenção de dados) pode ser expressa como

, onde Ki é a tensão de medição do nésimo ponto de obtenção de dados, In é a corrente medida do nésimo ponto de obtenção de dados e T é a duração entre cada ponto de obtenção de dados (aqui tomadas como sendo constantes). As medições podem ser realizadas a cada 10-20 μs, por exemplo. O limiar predeterminado para a energia acumulada pode ser programado no dispositivo e pode ser associado a uma potência média para ser fornecida por um perfil de pulso estático nocional. Por exemplo, sabe-se que o corte de RF pode ser realizado de modo satisfatório por um sinal de pulso com um ciclo de serviço de 71% com uma potência média de 30 W. Para uma duração de pulso de 140 ms, isso equivale a um tiro de energia de 4,2 J por pulso, o que pode ser usado como o alvo ou delimitação predeterminada. Se a energia acumulada ultrapassar a delimitação, o estado do sinal de controle de RF pode fazer com que o pulso de sinal de RF mude para a porção OFF até o início do pulso seguinte. No entanto, se a porção OFF deve ter uma duração mínima, o circuito de controle pode ser preparado para encerrar a porção de sustentação de corte se a duração da porção ON (isto é, a duração total das porções de sustentação de corte e de iniciação de corte) ultrapassar uma delimitação, mesmo se a energia acumulada for inferior ao alvo.

[016] Como mencionado acima, o limite de potência predeterminado para cada sinal de pulso de RF pode ser três vezes maior do que o valor alvo da potência média. Por exemplo, o limite de potência predeterminado pode ser de 100 W, enquanto que o valor alvo para a potência média de pulso de compósito pode ser de 35 W ou menos, preferencialmente 30 W ou menos. O limite de tensão de iniciação de corte pode ser estabelecido como mais elevado do que o limite de tensão de sustentação de corte de modo a estimular que a potência de pico seja fornecida ao tecido durante a porção de iniciação de corte do pulso. O limite de tensão de iniciação de corte pode ser de 300 Vrms ou mais. O limite de tensão de sustentação de corte pode ser de 290 Vrms ou menos.

[017] O método de controle da potência de RF fornecida ao tecido estabelecido acima pode ser expresso como um método de controle da potência de radiofrequência (RF) fornecida de um aparelho eletrocirúrgico bipolar para um tecido biológico na extremidade distal do aparelho eletrocirúrgico, o método compreendendo: a geração de uma forma de onda de RF; o fornecimento da forma de onda de RF ao longo do canal de RF para o aparelho eletrocirúrgico; o controle do perfil da forma de onda de RF através: do estabelecimento de um limite máximo de potência para uma tensão aplicada através do aparelho eletrocirúrgico bipolar; da amostragem da corrente e da tensão no canal de RF; e do cálculo de uma resistência de tecido de uma corrente e de uma tensão amostradas, a etapa de cálculo incluindo uma correção de uma impedância associada ao canal de RF; a determinação de um limite objetivo de corrente de tecido a partir da resistência de tecido calculada e um alvo de dissipação de potência predeterminado; e um ajuste dinâmico do limite de corrente com base no limite objetivo de corrente de tecido determinado.

[018] A forma de onda de RF pode compreender uma pluralidade de pulsos de sinal de RF; cada pulso de sinal de RF pode ter um perfil controlado conforme estabelecido acima. Quando a forma de onda de RF é pulsada, o alvo de dissipação de potência predeterminado pode ser de 30% ou menos do limite máximo de potência, conforme discutido no primeiro aspecto da invenção acima. Ao ajustar o limite de corrente, o método pode ter em conta capacitâncias de erro e capacitância de cabo de alimentação associadas ao canal de RF. Tais capacitâncias podem ser quantificadas e tratadas como uma capacitância de elemento saliente conectada como desvio ao canal de RF. O método pode, assim, compreender o cálculo do limite máximo de corrente como

onde Vout é a tensão amostrada, It é a corrente de tecido objetivo e Xc representa uma capacitância de derivação saliente associada ao canal de RF.

[019] O canal de RF pode ter um comprimento de 3 m ou mais, por exemplo, para ser capaz de distribuir RF a uma sonda endoscópica.

[020] De um modo preferido, a forma de onda de RF tem uma frequência na faixa de 100 KHz a 5 MHz, com maior preferência de 300 kHz a 600 kHz.

[021] As etapas do método de controle acima podem ser executadas por um microprocessador adequadamente programado, por exemplo, tendo um intervalo de controle de RF na faixa de 50 μs e 20 ms, com maior preferência na faixa de 100 μs a 2 ms

[022] Além de corte, o instrumento eletrocirúrgico da invenção também pode ser capaz de coagular o tecido utilizando energia de frequência de microondas. O instrumento eletrocirúrgico pode, assim, incluir um gerador de sinal de microondas para gerar energia de frequência de microondas com uma segunda frequência maior do que a primeira frequência, onde a estrutura de alimentação compreende um canal de RF para conectar a sonda ao gerador de sinal de RF e um canal de microonda para conectar a sonda ao gerador de sinal de microondas e onde o canal de RF e o canal de microonda compreendem trajetos de sinal separados fisicamente do gerador de sinal de RF e do gerador de sinal de microondas, respectivamente, de modo a permitir que a forma de onda de RF e a energia de frequência de microondas sejam fornecidas, de modo seletivo, simultaneamente ou separadamente, à sonda.

[023] O aparelho pode incluir ainda mais detectores de sinal de microondas para encaminhar a amostra, respectivamente, e para a potência releftida no canal de microonda e para gerar a partir de lá um sinal de detecção de microondas indicativo da potência de microonda fornecida pela sonda, em que o controlador está em comunicação com os detectores de sinal de microonda para receber o sinal de detecção de microondas e está disposto de modo a transmitir um sinal de controle de microondas para o gerador de sinal de microondas, onde o perfil da energia de frequência de microondas fornecida pelo gerador de microondas é controlável com base em um estado do sinal de controle de microondas. O controlador pode ser adaptado para ter em conta a atenuação entre a sonda e o gerador de sinal de microondas ao determinar o estado do sinal de controle de microondas. Na prática, isto significa que a alimentação de energia de frequência de microondas fornecida no tecido pode ser controlada. Em uma modalidade, o instrumento é preparado para distribuir uma potência média de 8 W de energia de microondas no tecido biológico.

[024] A sonda pode compreender um instrumento de ressecção eletrocirúrgica para aplicação ao tecido biológico da energia de EM de RF, o instrumento compreendendo: uma ponta do instrumento compreendendo um corpo planar feito de um primeiro material dielétrico que separa um primeiro elemento condutor sobre uma primeira superfície deste a partir de um segundo elemento condutor sobre uma segunda superfície deste, a segunda superfície voltada para a direção oposta à primeira superfície; um cabo de alimentação coaxial compreendendo um condutor interno, um condutor coaxial externo com o condutor interno e um segundo material dielétrico separando os condutores interno e externo, o cabo de alimentação coaxial sendo conectado à estrutura de alimentação para transmitir a forma de onda de RF à ponta do instrumento; e uma casca protetora compreendendo uma terceira parte do material dielétrico montada para cobrir a parte de baixo da ponta do instrumento, onde o condutor interno se encontra eletricamente conectado ao primeiro elemento condutor e o condutor externo se encontra eletricamente conectado ao segundo elemento de corte para possibilitar que a ponta do instrumento receba a forma de onda de RF, em que o primeiro e o segundo elementos condutores estão dispostos de modo a agir como eletrodos ativos e de retorno para conduzir a forma de onda de RF ao tecido de uma porção distal e lateral do corpo planar e onde a casca protetora tem uma subsuperfície ligeiramente contornada voltada para fora do corpo planar.

[025] Os primeiro e segundo elementos condutores podem ser dispostos para proporcionar um caminho de retorno local à energia de RF, isto é, uma rota de impedância baixa para a energia de RF ser transportada entre o primeiro e o segundo elementos condutores e o tecido. O primeiro e o segundo elemento condutor podem ser camadas de metalização formadas em superfícies opostas do primeiro material dielétrico. O primeiro e o segundo elemento condutor podem ser dispostos de modo a estabelecer um campo elétrico local em uma região de contato em que a ponta do instrumento faz contato com o tecido biológico. O campo elétrico local pode ser extremamente elevado, o qual, quando presente através de um meio condutor com perdas, pode fazer com que um microplasma (isto é, um plasma térmico quente) seja formado nas porções distal ou lateral do corpo planar, por exemplo, onde é feito contato com o tecido biológico. O microplasma pode ser desejável em termos de alcançar um corte eficiente. O primeiro e o segundo elemento condutor podem incluir porções, por exemplo, regiões plaqueadas e em adjacência à porção lateral distal, feitas de um material condutor com um ponto de fusão elevado, por exemplo, de 1500 °C ou mais, como titânio, tungstênio ou semelhantes. O uso desses materiais pode evitar que as altes temperaturas do microplasma corroam o primeiro e o segundo elemento condutor. O primeiro e o segundo elementos condutores podem incluir também porções conectoras feitas de materiais condutores com pontos de fusão mais baixos (por exemplo, prata, ouro e afins) depositados ou plaqueados nos condutores de ponto de fusão mais elevado. As porções conectoras podem facilitar a conexão dos condutores interno e externo do cabo coaxial, por exemplo, por soldadura ou afins. Em uma disposição, uma camada de semente de tungstênio de titânio (TiW) pode ser usada com uma camada de prata (Ag) ou ouro (Au) depositada ao topo. O material de ponto de fusão mais baixo pode ser depositado no material de ponto de fusão mais elevado apenas na região onde os condutores interno e externo do cabo axial devem ser acoplados, isto é, apenas na extremidade proximal do instrumento e não ao longo de suas laterais, onde o microplasma será gerado.

[026] As camadas de metalização podem ser formadas a partir de materiais biocompatíveis, por exemplo, qualquer um dentre prata, titânio e ouro. A Tabela 1 abaixo apresenta os pontos de fusão e ebulição de materiais considerados para este dispositivo:

Tabela 1: Pontos de fusão e ebulição dos materiais condutores adequados para utilização na ponta do instrumento

[027] O corte pode ocorrer em qualquer borda da estrutura planar onde houver um contato bom e direto entre os condutores e o tecido. Um bom contato simultâneo entre os condutores é mais provável se a separação entre os condutores for pequena. O plasma é mais propenso a se formar no condutor com o contato adequado com o tecido, pois esse tecido tende a desidratar mais cedo. Uma vez formado um plasma em um condutor, surge um efeito histerético do aumento drástico na impedância local que tende a evitar o local do plasma indo e voltando de uma aplicação contínua de uma forma de onda de RF.

[028] A superfície inferior da casca protetora pode afunilar ligeiramente em seu perímetro para corresponder à lateral do corpo planar. A espessura da casca protetora pode também diminuir na direção da extremidade distal da ponta do instrumento. Assim, a porção externa da casca protetora pode ter um perfil convexo. A superfície de baixo pode ter um canal recuado que se estende longitudinalmente formado nela. O perfil de borda afunilado e o canal recuado podem fazer com que a superfície de baixo da casca protetora compreenda um par de saliências. Esse formato pode reduzir o risco de o instrumento perfurar a parede do intestino e causar uma perfuração do intestino ou pode proteger a veia do portal ou o duto pancreático de ser danificado. As dimensões específicas da casca (por exemplo, comprimento, largura, espessura, etc.) podem ser adaptadas para a utilização pretendida e para a região do corpo em que operará.

[029] A casca protetora pode ser formada de um material não- condutor biocompatível, como cerâmica ou plástico biocompatível, que não gruda na parede do intestino (ou outro tecido biológico) ou afins. Alternativamente, a casca pode também ser formada de um material metálico, por exemplo, titânico, aço ou pode ser uma estrutura de múltiplas camadas. Ela pode ser acoplada (por exemplo, colada) a qualquer um dentre o primeiro e o segundo elemento condutor que estiver na parte de baixo do primeiro material dielétrico. Todavia, em uma disposição, a casca protetora pode ser formada do mesmo material que o primeiro material dielétrico. A casca protetora e o primeiro material dielétrico podem ser formados em uma peça, como um corpo unitário. Nessa disposição, uma ou mais ranhuras planares podem ser formadas (por exemplo, um corte) no corpo unitário para permitir que um material condutor seja inserido para formar o primeiro e/ou o segundo material condutor.

[030] A ponta do instrumento pode ser curva na sua extremidade distal, entre as bordas laterais do corpo planar. A curva pode descrever uma parábola no plano do corpo planar. A extremidade distal da casca protetora pode ser curva de um modo semelhante. Esse formato evita que a ponta do instrumento apresente cantos afiados para o tecido biológico. Esse formato pode também possibilitar que o corte seja realizado em um sentido diagonal ao eixo longo do dispositivo, além de cortar no mesmo sentido ou em um sentido perpendicular ao eixo longo.

[031] O instrumento pode incluir um conduíte de alimentação de fluido para distribuir fluido (por exemplo, salina) à ponta do instrumento. O conduíte de alimentação de fluido pode compreender um trajeto ao longo da casca protetora para distribuir o fluido ao local de tratamento. A passagem pode incluir uma saída localizada no canal recuado da casca protetora. O fluido (líquido ou gasoso) pode ser transportado para o instrumento (casca protetora) através de um trajeto correspondente formado no cabo de alimentação coaxial. O conduíte de alimentação também pode ser usado para distribuir outros materiais ao local de tratamento, por exemplo, um gás ou um sólido (por exemplo, um pó). Em uma disposição, é utilizada injeção de fluido (salina ou afins) para engordar o tecido biológico no local de tratamento. Isso pode ser particularmente útil onde o instrumento for utilizado para tratar a parede do intestino ou na parede do esôfago ou para a proteção da veia de portal ou o duto pancreático quando um tumor ou outra anomalia estiver situada na proximidade, a fim de proteger essas estruturas e criar um amortecimento de fluido. Engordar o tecido dessa maneira pode ajudar a reduzir o risco de perfuração do intestino, de dano à parede do esôfago ou vazamento do duto pancreático ou dano à veia de portal, etc.

[032] É vantajoso ser capaz de usar o mesmo instrumento para distribuir o fluido enquanto distribui energia de microondas e/ou de RF, visto que pode ocorrer deflação (por exemplo, por conta do escoamento de fluido gerado pelo atraso) se um instrumento separado for inserido na região ou durante o tratamento. A capacidade de introduzir fluido utilizando a mesma estrutura de tratamento permite que o nível seja completado tão loco ocorra deflação. Além disso, a utilização de um único instrumento para realizar a dessecação ou dissecção, bem como para introduzir fluido, também reduz o tempo necessário para realizar o procedimento geral de remoção de pólipo, reduz o risco de causar danos ao paciente e também reduz o risco de infecção. De modo mais geral, a injeção de fluido pode ser usada para lavar a região de tratamento, por exemplo, remover os produtos residuais ou o tecido removido para possibilitar uma melhor visibilidade na hora do tratamento. Como mencionado acima, isso pode ser particularmente útil em procedimentos endoscópicos.

[033] O conduíte de alimentação de fluido pode incluir uma agulha (por exemplo, agulha hipodérmica) montada sob o corpo planar no canal recuado da casca protetora. A casca protetora pode incluir uma passagem de orientação para receber o conduíte de alimentação de fluido. A agulha pode ter um diâmetro externo inferior a 0,6 mm, por exemplo, 0,4 mm. A agulha pode ser móvel na direção longitudinal entre uma posição desdobrada na qual ela se projeta além da extremidade distal da ponta do instrumento e uma posição retraída na qual ela está afastada da extremidade distal da ponta do instrumento, por exemplo, abaixo do corpo planar ou localiza-se próximo ao corpo planar. A agulha pode ser aberta ao fluxo de fluido na extremidade proximal ou lateral da agulha e pode ser movida usando um ou mais fios de controle. Por exemplo, a extremidade proximal da agulha pode ser aberta para a passagem formada no interior do cabo de alimentação coaxial. A agulha pode ser montada em um orifício de passagem na casca protetora. A agulha pode ser formada em um encaixe de interferência deslizável com o orifício de passagem, onde ele se conecta ao orifício de passagem para criar um trajeto de fluido de menor resistência através da agulha quando estiver na posição estendida. Essa disposição pode evitar vazamentos de outras partes da ponta do instrumento. O orifício de passagem pode ser formado por um tubo ou superfície com encaixe próximo semelhante montado ou formado na parte de baixo da casca protetora, por exemplo, no canal recuado.

[034] O instrumento pode incluir uma cânula para o transporte do cabo coaxial, o conduíte de alimentação de fluido (se presente) e fio(s) de controle (se prefere) para o corpo da ponta do instrumento. O corpo da ponta do instrumento e a casca protetora podem presos (por exemplo, colados) em uma extremidade distal da cânula. A cânula pode incluir tranças longitudinais para auxiliar na transferência do torque de sua extremidade proximal à ponta do instrumento. Em uma disposição, o cabo entrançado pode ser feito de material Pebax® e pode compreender um revestimento externo de plástico com uma cobertura metálica acoplada em ou à sua parede interna. Este tipo de cânula pode proporcionar uma estabilidade de torque útil, a partir da qual uma força de torção aplicada a um cabo acoplado a uma porção proximal do revestimento externo da cânula é transformado de modo preciso em um movimento de rotação do instrumento na extremidade distal da cânula. De preferência, a translação entre a extremidade proximal e a extremidade distal é de um para um (1:1), isto é, uma torção de torção de 20° na extremidade proximal deve levar a uma rotação de 20° da ponta do instrumento.

[035] A agulha é móvel de modo deslizante em relação à casca protetora através de um ou mais fios de controle, os quais podem ser acionados por meio de um acionador deslizante compatível em uma extremidade proximal do instrumento. Preferencialmente, a agulha é deslizável para frente e para trás em relação a uma passagem de fornecimento de fluido que transporta o fluido para a agulha para o fornecimento. A passagem de fornecimento de fluido pode ser uma parte integrante da cânula ou pode ser um tubo montado estaticamente na cânula. A capacidade para movimentar a agulha para trás e para a frente enquanto transporta fluido para a agulha por meio de um conduíte que não se move em relação à cânula possibilita que uma agulha retrátil seja fornecida em uma cânula de diâmetro menor do que um dispositivo em que um tudo de fornecimento de fluido precisa deslizar ao longo da extensão da cânula.

[036] A cânula pode compreender um tubo multilúmen. Os lúmens podem ser formados através da inserção de um elemento separador extrudido dentro de um tubo de lúmen único. O elemento separador extrudido pode incluir um canal em formato de U para orientar o cabo coaxial e um ou mais orifícios de passagem para o transporte do conduíte de alimentação de fluido e do(s) fio(s) de controle.

[037] O diâmetro da cânula é, de preferência, inferior a 2,8 mm a fim de lhe permitir encaixar-se no canal de instrumento de um endoscópio. O cabo para aplicação de um torque à cânula pode ser situado na extremidade proximal da cânula, próximo aos controles do endoscópio.

[038] O instrumento pode incluir um elemento de tampa na extremidade distal da cânula, o elemento de tampa cobrindo a junta elétrica entre o cabo coaxial e o primeiro e o segundo elemento condutor. O elemento de tampa pode ser formado de um material de retração por calor ou adesivo de envasamento. Proteger a articulação dessa forma pode impedir o arqueamento na junta elétrica durante o uso. Em particular, o elemento de tampa está disposto de modo a vedar as conexões eléctricas distais do fluido na ponta do instrumento. A entrada de fluido na junção onde o cabo coaxial está conectado à linha de transmissão planar de placas paralelas, visto que ou a energia de microondas pode ser absorvida, o que levará ao aquecimento e à energia não ser fornecida ao longo da borda da lâmina de uma maneira eficaz, ou o dispositivo vai entrar em ruptura ou sofrer descarga elétrica em função da tensão de ruptura mais baixa. O adesivo de envasamento pode compreender uma combinação de colas, por exemplo, colas medicamente aprovadas de curagem de UV de alta e de baixa viscosidade podem ser usadas, como Loctite® 4304 ou Loctite® 4305, o adesivo de baixa viscosidade sendo útil para preencher espaços e a viscosidade baixa sendo útil para a drenagem do adesivo em trajetos de fluido potenciais muito finos.

[039] A ponta do instrumento pode também ser disposta para receber energia de frequência de microondas. O cabo coaxial pode ser disposto para transmitir um sinal de microondas separadamente ou simultaneamente com o sinal de RF. O primeiro e o segundo elemento condutor podem ser dispostos sobre o primeiro elemento dielétrico para atuar como uma antena de campo próximo para irradiar a energia de frequência de microondas correspondente ao sinal de microondas recebido.

[040] Essa disposição pode fazer uso da capacidade do instrumento de ser "visto" de modo diferente pelo sinal de RF e pelo sinal de microondas. Para o sinal de RF, a ponta do instrumento pode ser modelada como um capacitador de placas paralelas. O campo elétrico criado pelo sinal de RF entre o primeiro e o segundo elemento condutor pode ser contido substancialmente no corpo planar (primeiro material dielétrico) pelo ajuste das bordas da primeira e da segunda camada condutora de volta das bordas laterais do corpo planar. Para realizar o corte de RF, é desejável que o campo se estenda para fora do corpo planar. Na presente invenção, é possível fazer que isso se dê estendendo-se as bordas da primeira e da segunda camada condutora para cima da borda lateral do corpo planar em uma região designada como a porção de corte de RF. O campo de RF estabelecido entre as duas placas do capacitador de placas paralelas (ou linha de transmissão planar) e acoplado ao tecido biológico, através do contato com uma ou mais bordas da lâmina, pode criar um microplasma controlado e o microplasma pode possibilitar ou aperfeiçoar o processo de corte do tecido.

[041] Entretanto, para o sinal de microondas, a ponta do instrumento pode ser modelada como uma linha de transmissão de placas paralelas com o corpo planar representando material dielétrico que separa duas placas condutoras. O padrão de irradiação da energia de EM de frequência de microondas nesse caso depende do formato geral do corpo planar e da estrutura de alimentação de microondas. Neste caso particular, o espaço na extremidade proximal entre a linha de alimentação coaxial (condutor central) e a camada condutora superior cumpre um importante papel de garantir que a energia de microondas da fonte corresponda, em termos de impedância, à impedância de carga apresentada pelo tecido. A extensão total da disposição da linha de transmissão planar também é importante em termos de correspondência da impedância (ou fornecimento de energia) da (ou a partir da) linha de transmissão coaxial com (ou no) tecido biológico, isto é, a estrutura pode formar um transformador de impedância de quarto de onda ou um ressonador de meio comprimento de onda. Com o uso de ferramentas de estímulo conhecidas, ela pode ser modelada para controlar a partir de quais bordas a energia de EM de frequência de microondas é irradiada. Por exemplo, a ponta do instrumento pode ser configurada para inibir a irradiação de energia de frequência de microondas a partir de uma extremidade distal do corpo planar.

[042] Aqui, a radiofrequência (RF) pode significar uma frequência fixa estável na faixa de 100 kHz a 5 MHz de frequência de microondas e pode significar uma frequência fixa estável na faixa de 300 MHz a 100 GHz. A energia de RF deve ter uma frequência suficientemente elevada para evitar que a energia cause estimulação nervosa e baixa o bastante para evitar que a energia cause branqueamento do tecido ou margem térmica desnecessária ou danifique a estrutura do tecido. Frequências preferidas para a energia de RF incluem frequência de ponto na faixa de 100 KHz a 1 MHz. Frequências únicas preferidas para a energia de microondas incluem 915 MHz, 2,45 GHz, 5,8 GHz, 14,5 GHz, 24 GHz.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS

[043] Exemplos da invenção são discutidos a seguir com referência às figuras anexas, em que:

[044] A Fig. 1 é um desenho esquemático de um aparelho eletrocirúrgico que é uma modalidade da invenção;

[045] A Fig. 2 é um gráfico esquemático que mostra o perfil de um pulso de sinal de RF usado em uma modalidade da invenção;

[046] A Fig. 3 é um gráfico que mostra uma curva de carga ideal de três parâmetros que pode resultar da implementação do método de controle da presente invenção;

[047] A Fig. 4 é uma vista em perspectiva, parcialmente transparente, de um aparelho eletrocirúrgico que pode ser utilizado como uma sonda na presente invenção;

[048] A Fig. 5 é uma vista frontal do instrumento da Fig. 4;

[049] A Fig. 6 é uma vista de topo do instrumento da Fig. 4;

[050] A Fig. 7 é uma vista lateral do instrumento da Fig. 4;

[051] A Fig. 8 é um fluxograma que ilustra um método de controle para controlar com precisão a potência fornecida a uma ponta de sonda, que é uma modalidade da invenção; e

[052] A Fig. 9 é um fluxograma que ilustra como o limite de corrente é calculado no método de controle da Fig. 8.

DESCRIÇÃO DETALHADA; OPÇÕES E PREFERÊNCIAS ADICIONAIS

[053] Sistemas eletrocirúrgicos anteriores necessitavam que o cirurgião determinasse ajustes ótimos para cada acessório cirúrgico (por exemplo, sonda) a partir de instruções para uso, treinamento e experiência. Essa disposição longe do ideal foi aperfeiçoada com o aumento da incidência de designs que permitem a pré-seleção do gerador de ajustes iniciais de tratamento padrão com base no tipo de acessório acoplado e no procedimento de tratamento a ser conduzido. A pré-seleção poderia ser resultado da seleção manual do acessório cirúrgico de um menu de interface de usuário no gerador ou pelo reconhecimento automático do acessório pela comunicação entre o acessório cirúrgico e o gerador eletrocirúrgico. Mesmo nesse design, o cirurgião poderia precisar modificar os ajustes do gerador para obter ajustes ideais para um determinado paciente, para uma técnica cirúrgica ou para um procedimento cirúrgico. Na prática, na ausência de evidência do efeito de cada ajuste do gerador, e como resultado da falta de conhecimento de como navegar de modo eficiente pelos menos de ajuste, esses geradores mais novos são usados predominantemente com ajustes potencialmente abaixo do ideal, porém padrão, para todo o procedimento ou parte dele.

[054] As modalidades da presente invenção proporcionam uma adaptação automática da saída do gerador para se adaptar às condições cirúrgicas detectadas sem necessitar da intervenção do operador, liberando, assim, o clínico para se concentrar em outros aspectos de pressão do tratamento do paciente.

[055] Um problema particular com a aplicação endoscópica de um tal dispositivo, surge, em parte, como uma restrição de tamanho restrito e, portanto, a massa térmica da lâmina de RF. É típico para o lúmen de endoscópio através do qual a lâmina deve passar para ser da ordem de 2,8 mm de diâmetro. Isso limita o escopo do design para disfarçar partes da lâmina de RF que estão expostas ao tecido, mas não acrescentam ao desempenho da dissecção. Essas limitações são distintas de um dispositivo de dissecção de RF semelhante em um ambiente laparoscópico, onde a norma é de um lúmen de porta de 5mm de diâmetro.

[056] Em procedimentos endoscópicos, o clínico está tipicamente voltado para patologias na parede interna do canal alimentar e um subconjunto desses procedimentos envolve a dissecção nas camadas heterogêneas dessas paredes. Tais procedimentos são conhecidos coletivamente como ressecção endoscópica da mucosa (EMR).

[057] Uma distinção adicional particular da aplicação de EMR é que em uma primeira parte do processo a lâmina pode ser usada para dissecar com um contacto superficial com o tecido, logo abaixo da margem de um tumor que não invadiu as camadas externas do lúmen digestivo; e em uma segunda parte do procedimento, a mesma lâmina precisa dissecar abaixo do tumor e alcançar a separação das camadas musculares. Nessa segunda parte do processo, uma proporção significativa de lâmina de RF pode estar em contato próximo com o tecido da lamela. Para facilitar a separação das camadas de tecido, a lamela da amostra a ser ressecada pode ser distendida e, convenientemente, intumescida por injeção com salina, ácido hialurônico ou uma solução de gelatina succinilada. O termo Dissecção da Submucosa Endoscópica (ESD) é o termo usado para o desenvolvimento de procedimentos de EMR aumentados através de fluidos injetados e é diferente quanto ao escopo de EMR, visto que permite a dissecção em bloco de 2 cm ou mais de diâmetro de amostras de tecido da mucosa.

[058] Do ponto de vista de um operador cirúrgico, é desejável para o instrumento de corte de RF proporcionar um desempenho de corte minimamente interrompido, o que é possível na primeira parte do procedimento, visto que há apenas um contato limitado entre o tecido e a ponta do instrumento. No entanto, durante a segunda parte do processo, a lamela da amostra não pode ser facilmente separada da ponta do instrumento e resulta em amplas áreas de contato entre as partes ativas da ponta do instrumento e o tecido, não obstante o desejo seja de ter apenas contato na periferia da ponta do instrumento para fins de dissecação. Além disso, onde tem havido um agrupamento de fluidos injetados abaixo da lamela da amostra, há uma necessidade de que a lâmina possa obter o corte enquanto se encontra imersa no fluido. Esses fluidos podem ser eletricamente condutores que afetam a eficiência da geração de plasma e serão mais termicamente condutores, o que tende a extinguir termicamente as bordas de corte do plasma da ponta do instrumento de RF. Nesse último caso, a forma de onda de RF deve fornecer muito mais potência para iniciar e sustentar o plasma de corte.

[059] Perto do final do procedimento, o clínico normalmente avançou ao ponto de já ter removido quase que completamente a amostra de tumor da parede do lúmen. Neste estágio, é provável que o fornecimento de sangue para a amostra tenha sido implantado e isto tende a reduzir a condutividade ôhmica do tecido remanescente, já que o sangue é eletricamente condutor em frequências RF. Além disso, onde os fluidos injetados para tumescer a amostra e suas margens são de natureza não polar, o resultado pode ser que os tecidos em contato elétrico com a lâmina de RF na parte final de dissecação sejam muito mais elevados na impedância, o que torna o foco de aquecimento em torno de uma parte da lâmina de RF mais difícil. Sem tal foco, os fluidos nos tecidos próximos a lâmina serão mais difíceis de sofrerem dissecação local, sendo, portanto mais difícil de criar condições para o início de um plasma de corte. Para criar o mesmo nível de aquecimento (V2/ R) no volume que irá se tornar um plasma de corte, a tensão aplicada deve ser aumentada para compensar o aumento na impedância do circuito.

[060] Para abordar esta questão, a forma de onda é otimizada, ainda, por ter um aumento de curta duração na amplitude da tensão periodicamente. A justificativa para a duração curta é que isso minimiza o aquecimento dielétrico médio nas camadas de isolamento do acessório cirúrgico ou em qualquer escara ocorrida no referido isolamento; mas do ponto de vista do impacto sobre a geração de plasma, pode ser quase tão eficaz como uma forma de onda de uma amplitude de tensão continuamente mais elevada. A razão para isto é que, contra intuitivamente, um volume do plasma como o implementado para o corte de RF do tecido, tem uma impedância muito mais elevada do que o tecido. Conforme o plasma é gerado, a tensão que é reduzida pela porção de tecido que não faz parte do plasma, cai. A tensão aplicada pela lâmina de corte de RF é predominantemente através do plasma, e pode ser esperado que a corrente entregue pelo acessório cirúrgico para o tecido caia para a mesma quantidade de potência fornecida. De fato, se a tensão aplicada for reduzida para apenas a tensão necessária para sustentar a densidade de potência local mantendo o plasma, o nível de potência aplicado ao meio agregado de tecido e de plasma pode, muitas vezes, cair. Este efeito descrito acima pode ser aumentado pela presença de uma pequena quantidade de fluido condutor na região de tratamento. O instrumento pode, por conseguinte, ser adaptado para administrar uma ou mais gotículas de fluido condutor (por exemplo, solução salina) para a extremidade distal do mesmo. Sempre que o instrumento inclui uma agulha retrátil, o fluido condutor pode ser entregue a partir da agulha na sua posição retrátil, através da qual ele vai fluir para a região de tratamento na extremidade distal da sonda.

[061] Assim, a presente invenção baseia-se na premissa de que, dentro de um ambiente endoscópico para o corte de tecido de RF, é benéfico proporcionar uma forma de onda de RF na qual níveis de potência transientes mais elevados podem ser entregues pela sonda e níveis de tensão transitórios mais elevados podem ser entregues a sonda.

[062] Como mencionado acima, o tecido pode aderir à ponta do instrumento e, em particular, aderir ao longo do isolamento que separa os dois polos elétricos da estrutura de ponta do instrumento. Como este tecido aquece de modo ôhmico a partir da voltagem de RF aplicada, os hidrocarbonetos se dissociam e os resíduos de carbono são uma resistência cada vez mais condutora em paralelo com o tecido do paciente a ser tratado, e assim, quantidades crescentes de potência são necessárias para manter o desempenho do corte. Isto pode se tornar um processo de fuga culminando na falha de lâmina prematura proveniente de perda de metalização e de excursão de temperatura do isolamento da lâmina. Este processo pode ser minimizado por meio da interrupção periódica da forma de onda de RF aplicada. A borda de plasma da lâmina é rapidamente resfriada durante as porções OFF das formas de onda de RF conforme os líquidos reestabelecem contato físico, isto tendendo a ser auto limpeza e reduzindo a temperatura média do instrumento, prolongando assim a vida útil do instrumento.

[063] Assim, adicionalmente a um desejo de ter níveis de potência transitoriamente mais elevados e níveis de tensão transitoriamente mais elevados, de preferência, a forma de onda tem também interrupções de período OFF periódicas.

[064] De acordo com uma modalidade da invenção, a presente invenção proporciona um gerador eletrocirúrgico disposto para fornecer uma forma de onda de corte de RF adaptativa com as seguintes características.

[065] Em primeiro lugar, a forma de onda é regularmente pulsada na natureza. Nesta modalidade o período de cada impulso é de 140 ms, embora a invenção não esteja limitada a isto. O tempo máximo ON de cada pulso é restrito a 100 ms. Isto garante uma porção OFF mínima para cada pulso (tendo uma duração de 40 ms nesta modalidade) na qual a ponta do instrumento a ser resfriada e sob impedâncias de limite de tensão reduz a dissipação de detritos que aderiram à lâmina a 70% do que para uma forma de onda ininterrupta.

[066] Em segundo lugar, cada pulso tem um limite de potência de pico que é muito maior do que a potência média para o pulso. Nesta modalidade, o nível de potência média é limitado a 30 W, embora o médico possa optar por um ajuste útil compreendido entre 20 W e 35 W. No entanto, o gerador de sinal de RF pode ser capaz de gerar formas de onda de RF com um nível de potência média cíclica de até 100 W. Assim, para cumprir a restrição de nível de potência média para o pulso, a porção ON de cada pulso 140 ms pode ser reduzida se a energia fornecida por pulso for calculada para o nível de potência média permitido multiplicado pelo período de pulso (por exemplo, 30 W x 0,14 s = 4,2 J).

[067] Em terceiro lugar, a borda principal de cada porção NO de um pulso tem um limite de tensão de início de corte superior seguido por um limite de tensão de sustentação de corte inferior, que é mantido para a extremidade da porção ON daquele pulso. Nesta modalidade este limite de tensão de início de corte é ajustado para um máximo de 20 ms a partir da borda principal da porção ON do pulso, com uma amplitude de 305 Vrms. O limite de tensão de sustentação de corte tem uma amplitude de 290 Vrms.

[068] As características acima são ilustradas na Fig. 2, que é um gráfico esquemático mostrando como a tensão de energia de RF entregue pelo gerador de sinal de RF varia dentro de pulsos de sinal de RF individuais. A duração (período) T de cada pulso é a mesma, por exemplo, 140 ms nesta modalidade. A tensão da energia de RF entregue pelo gerador de sinal de RF é controlada por meio de um sinal de controle de um controlador de microprocessador, como descrito abaixo. O sinal de controle controla três parâmetros, a fim de limitar ou de então controlar o perfil de cada pulso do sinal de RF. Os três parâmetros são: (i) um limite para a passagem de corrente através do tecido biológico, (ii) um limite para a tensão aplicada através dos polos da ponta do instrumento, e (iii) a potência entregue ao tecido.

[069] A base racional para o uso destes parâmetros é como descrito a seguir. Em primeiro lugar, em impedâncias do tecido inferior, os limites de tensão máxima da corrente limitam a dissipação local ou densidade da corrente em qualquer elemento de série no caminho através do tecido por meio da sonda e estrutura de abastecimento. Em segundo lugar, em altas impedâncias, a tensão máxima impede sobretensão do isolamento da sonda enquanto é suficientemente alta para manter a intensidade desejada de corte de RF. Em terceiro lugar, em impedâncias de tecidos moderadas, a potência máxima limita a taxa macroscópica de energia ao tecido, como para assegurar que temperaturas exigidas podem ser usadas para o corte. Uma curva de carga ideal que mostra o equilíbrio entre estes limites é representada na Fig. 3.

[070] Destes três parâmetros, corrente sob condições de baixa impedância do tecido, e tensão em condições de tensão de alta impedância do tecido podem ser facilmente medidas no gerador na saída do estágio de síntese de RF, e utilizada para regular a amplitude da forma de onda. É mais desafiador derivar a potência diretamente através de uma faixa de impedâncias de tecido, devido ao impacto na medição de impedâncias parasitárias do cabo acessório.

[071] Para proporcionar o controle de limite de potência necessário em impedâncias moderadas dos tecidos, a invenção utiliza as medições de tensão e corrente na saída do circuito de síntese de RF, uma frequência de síntese RF conhecida e uma capacitância de derivação concentrada conhecida associada a capacitâncias de fuga e capacitância de estrutura de abastecimento (isto é, cabo coaxial) para calcular dinamicamente a resistência do tecido. A partir desta informação, o limite de corrente na saída do gerador também pode ser ajustado de forma dinâmica conforme necessário para proporcionar a dissipação necessária na resistência do tecido. Uma vantagem de ter um cálculo persistente da corrente do tecido e da resistência é que o controlador é capaz de manter também um cálculo do fornecimento de energia real ao longo de um determinado período de tempo, apesar de quaisquer variações temporais na potência de saída do gerador.

[072] Quando o envoltório das formas de onda de corte aplicadas é pulsado, a taxa de controle de potência deve ser curta em comparação com o tempo de marcador (ON) do pulso, de modo a ter controle sobre a maior parte do tempo de marcador. O controlador de microprocessador executa assim um procedimento de circuito de controle para definir o estado do sinal de controle. A duração do pulso T pode ser definida como um múltiplo do período de procedimento de circuito de controle. Por exemplo, o período de procedimento de circuito de controle pode ser de 10 ms, mas é preferencialmente de 100 μs ou menos.

[073] O procedimento de circuito de controle funciona para ajustar dinamicamente o limite de corrente entre um valor mínimo correspondente à corrente esperada sem conexão do tecido com a sonda (ou seja, vnmit/xc) e um valor máximo correspondente ao limite ajustado para impedâncias de tecido inferiores.

[074] Em uma modalidade prática, o gerador de sinal de RF, que pode ser uma fonte de 400 kHz, é acoplado à sonda (instrumento de corte de RF) por uma estrutura de abastecimento que pode ser tratada como uma combinação de linhas de transmissão de comprimento elétrico curto (ou seja, comprimento físico/comprimento de onda « 0,01), e, por conseguinte, um circuito concentrado equivalente aproxima-se com precisão suficiente da combinação da indutância em série distribuída e dos elementos de capacitância de derivação.

[075] Em um exemplo de modalidade de sistema com um comprimento de cabo coaxial de abastecimento entre a fáscia do gerador e sonda de 3,8 m, a impedância capacitiva de derivação concentrada Xc é medida como -j800 n ou cerca de 500 pF. Na prática, isto pode ser constituído por capacitâncias de fuga em derivação mais a capacitância de derivação concentrada dos cabos acessórios cirúrgicos.

[076] Nesta modalidade o cabo coaxial tem uma impedância característica de 50 n que permite um valor máximo a ser estimado para o indutor de série concentrado, de 1,2 μH ou de cerca de j3 ü. O impacto deste elemento de série concentrado ignorado no cálculo da potência fornecida ao tecido é significativo apenas na impedância dos tecidos inferiores. A impedância do tecido inferior é apenas uma condição transitória no início da aplicação da forma de onda de corte ou é uma condição do tecido que não envolve o corte de RF se sustentado e, como tal, isto não é uma condição que é particularmente pertinente para uma forma de onda de corte. Além disso, em impedâncias de tecido tão baixas, o limite de controle de potência será substituído pelo controle de limite de corrente de saída fixo.

[077] Como mostrado na Fig. 8, no início de cada período de pulso de sinal de RF, o procedimento de circuito de controle pode ser ajustado para produzir um primeiro estado para aquisição de dados antes de se iniciar a ação de corte. O primeiro estado corresponde a uma porção curta de aquisição de informação tacq para detectar a impedância da carga na extremidade distal da sonda. Durante esta porção, o limite de corrente inicial para a saída do estágio de síntese de RF, na ausência de quaisquer dados válidos de impedância do tecido, é aquele correspondente à corrente esperada sem conexão de tecido com a sonda. O primeiro estado corresponde a uma porção de aquisição de dados do pulso, onde o limite de tensão de início de corte VUmit é configurado em um alto nível, por exemplo, 305 Vrms, e o limite de corrente é configurado para Viimit/Xc, onde Xc é a impedância do cabo de abastecimento. Esta é uma configuração conservadora que garante que, independentemente da impedância do tecido, a delimitação de curva de carga não seja excedida. Em uma abordagem alternativa (preferida), o limite de corrente lümit é definido como o valor correspondente à corrente esperada no gerador onde a delimitação de limite de tensão de curva de carga cruza essa delimitação de limite de potência. Neste caso, a corrente alvo pode ser calculada comoIt = PpkViimit, onde Ppk é o limite de potência intrapulso e VUmit é o limite de tensão de configuração. O limite de corrente pode ser calculado como

, onde Vlimit é o limite de tensão de configuração, It é a corrente desejada, e Xc representa uma capacitância de derivação concentrada associada ao canal de RF.

[078] À medida que a energia de RF é entregue à sonda, o procedimento de circuito de controle está disposto a adquirir (por exemplo, a partir de uma pluralidade de pontos de aquisição de dados) tensão detectada e informação de corrente a partir do detector de sinal de RF. Periodicamente, por exemplo, a cada 10 ms, a informação obtida pode ser usada para calcular um valor para a resistência na ponta do instrumento, utilizando um valor de capacitância de derivação do elemento concentrado mencionado acima, por exemplo, usando a fórmula

'

[079] A resistência do tecido calculada é utilizada por sua vez para calcular uma corrente de tecido desejada, por exemplo, utilizando a fórmula

e, portanto, para atualizar dinamicamente o limite de corrente para limitar a corrente na ponta do instrumento a uma faixa desejada ao longo do restante da porção ON do pulso, ou seja, a porção de início de corte e a porção de sustentação de corte. O limite de corrente pode ser definido usando a fórmula

[080] Um resultado da atualização do limite de corrente nesta forma será o de limitar a potência entregue a Pset ao longo da faixa de impedâncias de tecido definidas na curva de carga. Fig. 9 ilustra este sub procedimento do circuito de controle mais detalhadamente.

[081] Nesta modalidade, após a porção de aquisição de dados, o controlador é disposto para produzir um segundo estado, que corresponde a uma porção de iniciação de corte do pulso. Nesta modalidade, a porção de início de corte tem um limite de tensão de configuração Vini que é o mesmo que a porção de aquisição de dados, ou seja, 305 Vrms. O procedimento de circuito de controle pode ser programado para manter o limite de tensão de início de corte por um período de tempo predeterminado tini, que pode corresponder a um múltiplo do período de procedimento de circuito de controle.

[082] Quando o controlador de microprocessador determina que o período de tempo predeterminado tini passou, o procedimento de circuito de controle é organizado para produzir um terceiro estado para sustentar a ação de corte. O terceiro estado corresponde a um limite de tensão de sustentação de corte Vsus para o pulso, o qual é definido como um valor inferior ao limite de tensão de início de corte, por exemplo, 5-10% inferior a Vini, por exemplo, 290 Vrms.

[083] O procedimento de circuito de controle pode monitorar a energia acumulada entregue por cada pulso. A energia acumulada é determinada usando a informação de tensão e de corrente a partir do detector de sinal de RF obtido em cada período de procedimento de circuito de controle, a fim de calcular uma quantidade de energia fornecida durante aquele período de circuito de controle. A energia acumulada ao longo de medições N (por exemplo, pontos de aquisição de dados) pode ser expressa como

, onde Vn é a tensão medida do ponto de aquisição de dados nth, In é a corrente medida do ponto de aquisição de dadosnth, e T é a duração entre cada ponto de aquisição de dados.

[084] Usando essas informações, a duração tsus da porção de sustentação de corte de cada pulso pode ser automaticamente controlada para assegurar que a energia entregue pelo pulso como um todo não exceda um limiar predeterminado. Se o procedimento de circuito de controle determina que a energia acumulada atinge ou excede o limiar predeterminado, o procedimento de circuito de controle é organizado produzir um quarto estado para desligar a ação de corte. O quarto estado corresponde assim a uma porção OFF do pulso. Com efeito, o circuito de controle controla dinamicamente o ciclo de trabalho de cada pulso para assegurar um limite consistente para o fornecimento de energia pela pluralidade de pulsos. A duração t0FF da porção OFF varia, portanto, com as alterações na duração tsus da porção de sustentação de corte, a fim de manter um período total de pulso constante T.

[085] O circuito de controle pode ser disposto para limitar a duração da porção ON (isto é, as porções de iniciação do corte e sustentação do corte) de cada pulso a um valor máximo. Isto assegura que a porção OFF é sempre de pelo menos um determinado período de tempo, por exemplo 40 ms.

[086] O princípio de operação de um estágio de sintetizador de RF que é uma modalidade da invenção é descrito a seguir, em relação à Fig. 1.

[087] A principal fonte de energia para os estágios de conversão de potência é uma tensão de fornecimento CC fixa 1, que poderia ser personificado por um produto de energia a um fornecimento de potência de comutação de voltagem CC. Isto é realizado em cascata por um conversor de tensão CC para CC 2 capaz de regular sua tensão de saída continuamente em resposta a um sinal de entrada de modulação de largura de pulso 3 para o conversor CC para CC 2.

[088] A tensão de saída CC variável do conversor CC para CC 2 tem então sua potência invertida por um inversor de RF de 400kHz 4 para criar um ciclo de trabalho de 50%, quadrado, forma de onda de 400kHz, que varia em relação direta com a saída de tensão CC a partir do conversor CC de estágio 2 para CC anterior. Um arranjo de ponte de transistores é particularmente vantajoso para minimizar a assimetria de forma de onda de uma metade do ciclo para a seguinte, por sua vez resultando em quase zero até mesmo na ordem harmônica.

[089] De acordo com este quadrado, a forma de onda de 400kHz é composta por componentes Fourier da enésima ordem incluindo uma onda senoidal primária em 400kHz e harmônicos ímpares com amplitude diminuindo reciprocamente à ordem harmônica. (ou seja, 1, 1/3, 1/5, 1/7...).

[090] A resposta transitória do envoltório de saída de forma de onda de 400kHz em resposta a alterações de etapas na demanda, é optimizado pela minimização do reservatório de armazenamento de energia na saída do conversor de CC para CC 2. Para ajudar neste objetivo, a comutação do transistor do conversor de CC para CC 2 é sincronizada com a do Inversor de RF 4 e é operada a tão perto da frequência do Inversor de RF 4 quanto possível. Deve ser notado que, em termos gerais, as restrições de perda de comutação no Inversor de RF 4 são menores do que aquelas para o conversor CC para CC 2, já que o primeiro só opera em um ciclo de trabalho, permitindo que as perdas de comutação sejam minimizadas. Nesta forma de realização, a fase de CC para CC do conversor é operado a 200kHz síncrono para o inversor 4 de RF 400kHz.

[091] O conteúdo harmônico na saída do Inversor de RF 4 é ainda mais reduzido pelo Filtro de Harmônicas 5, que é implementado por uma combinação de um filtro LC de série passa-banda e um filtro LC de derivação. Esta combinação permite a redução do conteúdo harmônico para impedâncias baixas e altas entre os polos da lâmina de RF 6, e também impedâncias intermediárias.

[092] É um requisito padrão de dispositivos médicos reconhecidos internacionalmente para sistemas de eletrocirurgia que o paciente deve ser submetido à conexão de impedância mínima a circuitos, com excepção dos que as que se destinam a se conectar diretamente ao paciente. Por exemplo, não mais do que 1% da potência disponível para tratar o paciente em um sistema bipolar deve ser dissipada através da conexão com potencial de terra local. O estágio de Transformador de Isolamento 7 é, portanto, onipresente, e nesta modalidade também funciona como uma "caixa de câmbio" para coincidir com as tensões mais altas (de cerca de 300 Vrms) necessárias para a geração de plasma de RF para as tensões de sínteses mais baixas convenientes (de cerca de 110 Vrms para a saída do componente de Fourier fundamental do Inversor de RF 4).

[093] Outro pré-requisito das normas do dispositivo é que as conexões com o paciente devem ser acopladas através de capacitores. Estes impedem que carga CC líquida flua através do tecido do paciente em resposta à aplicação de uma forma de onda de CA. Tal situação pode surgir se a carga se tornar não linear com polaridade. As cargas de plasma e arco são conhecidas por resultar em uma eliminação parcial das correntes aplicadas. Tanto a saída do Transformador de Isolamento 7 e a entrada para um transformador de Sensor de Tensão de RF 8 estão acopladas à saída do gerador de RF por meio de condensadores em série.

[094] A corrente de RF que passa paralelamente de polo a polo do Cabo Acessório 9 mais a corrente que passa através da Lâmina de RF 6 para o tecido são detectadas por um Sensor de Corrente de RF 11.

[095] Os sinais do Sensor de Corrente de RF 11 e o Sensor de Tensão de RF 8 são processados em circuitos duplicados, como a seguir. Em uma primeira etapa o sinal de RF CA é regularizado nos Retificadores Ativos 12a, 12b com distorção mínima usando um arranjo de amplificador operacional similar publicado pela Analog Devices Incorporated. Resistores de precisão são utilizados para assegurar que a combinação meio ciclo a meio ciclo seja alcançada. É possível obter pacotes de resistor com 0,05% de combinação de resistor com resistor, que é ideal para esta aplicação.

[096] Os sinais retificados de onda completa são então filtrados em Filtros Passa-Baixas 13a, 13b para remover componentes de RF, o que resulta em dois sinais, respectivamente representantes do envoltório de amplitudes da tensão de RF e da corrente de RF. Devido à baixa distorção harmônica na corrente e voltagem de RF fornecidas no cabo de RF 9, estes níveis médios de sinal são representativos do valor quadrático médio (root mean square, RMS ma sigla em inglês) e os valores de pico, assumindo fatores de escala apropriados

.

[097] As saídas de sinal dos Filtros Passa-Baixas (13a, 13b) são fornecidas para (i) o conversor analógico-digital (ADC) 14a, 14b entradas do microcontrolador (MCU) 14; e (ii) para os Amplificadores de Erro do primeiro estágio 15a, 15b para o controlador PWM 16 do conversor CC para CC 2.

[098] Dado o conhecimento prévio da impedância reativa Xc do Cabo Acessório 9, e sinais atualizados dinamicamente proporcionais aos valores rms da corrente e tensão de RF fornecidos ao Cabo Acessório 9, a Unidade de Processamento de Algoritmos e Cálculos 14c é capaz de calcular de forma dinâmica as correntes rms que passamatravés do tecido à partir de uma conexão com a Lâmina de RF 6, em uma determinada tensão de RF aplicada. A impedância de carga é calculada por meio de algoritmos e processamento Maths Unidade de 14c do MCU 14, que permite a dedução da corrente exigida na Lâmina de RF 6 com base na curva de carga distribuída para o acessório cirúrgico em anexo (ver Fig. 3).

[099] A corrente de entrada necessária para que Cabo Acessório 9 alcance a corrente de Lâmina de RF 6 desejada é dinamicamente calculada e carregado para o canal do Conversor Digital-Analógico (DAC) para o limite de corrente 14d. Durante o tratamento, o canal DAC para limite de tensão 14e é estaticamente definido no valor máximo permitido pela curva de carga do acessório selecionado. Pode ser vantajoso subir gradualmente o canal de DAC para o limite de tensão 14e sob condições transientes, como na borda principal de um pulso ou em resposta a uma condição de tecido anormal detectada. Estes não fazem parte do conceito de circuito de controle descrito neste documento.

[100] Amplificadores de Erro do primeiro estágio 15a, 15b comparam a corrente de RF de saída média e a voltagem de RF contra os valore limite fixados pelos canais DAC 14d, 14e e as saídas destes amplificadores are diode ORed together por diodos 17a, 17b. Assim, o Controlador PWM 16 é apresentado com um sinal de Demanda de Composto 18 que só aumenta quando os níveis de tensão e corrente de RF estão abaixo dos níveis limite fixados pelos DACs do MCU 14d, 14e.

[101] Alguns ICs de Controlador são orientados a comunicar uma maior profundidade de modulação em resposta a um sinal de entrada crescente (demanda); ao passo que outros fornecem uma menor profundidade de modulação em resposta a um sinal de entrada crescente (intensidade de saída). Nesta modalidade, o Controlador PWM 16 tem sua referência de voltagem interna 16a ligada à entrada negativa do amplificador de erro interno 16b, de modo que um aumento sinal de Demanda de Composto 18 aumenta a profundidade de modulação aplicada à entrada 3 do conversor CC a CC 2.

[102] Em resumo, portanto, a saída do conversor CC para CC 2 só aumenta quando ambos os níveis de tensão e de corrente de RF estão abaixo dos níveis de limite definidos pelos DACs do MCU. Em geral, um parâmetro está exclusivamente no controle em função da impedância do tecido de RF, sendo a exceção da interseção da delimitação de potência constante e a delimitação de tensão constante sobre a curva de carga distribuída.

[103] Um exemplo de um instrumento eletrocirúrgico 100 que pode ser utilizado como uma sonda em uma modalidade da invenção será agora descrito com referência às Figs. 4 a 7. O instrumento compreende uma cânula 102 tendo uma ponta do instrumento 104 conectada a sua extremidade distal. A cânula 102 é feita a partir de um material de polímero flexível (por exemplo, Pebax®) com uma malha trançada que se estende axialmente (por exemplo, de metal) se encapsulando dentro dele. Este arranjo constitui um sistema estável de torque. A malha trançada não pode estender-se até à extremidade distal da cânula, introduzindo assim uma distância segura (por exemplo, não inferior a 1 mm, como medido ao longo do eixo longitudinal entre a extremidade da malha trançada e a borda proximal da ponta do instrumento, a fim de evitar qualquer risco de aquecimento da malha trançada, como resultado da condutância capacitiva durante a utilização de energia de microondas. Uma cânula sem malha trançada pode estender-se por este espaço de distância segura. Este arranjo também evita que as duas placas de linha de transmissão plana ou os dois condutores da linha de transmissão coaxial entrem em curto-circuito ou se conectem. A estrutura de malha trançada permite que o torque aplicado à extremidade proximal da cânula seja transformado em movimento de rotação da ponta do instrumento 104. Por conveniência, a cânula 102 é mostrada como transparente em todos os desenhos para permitir a ilustração de seus componentes internos. Em modalidades práticas, a cânula pode ser opaca.

[104] A ponta do instrumento 104 compreende um bloco dielétrico 106 que tem camadas de metalização 105, 107 nas suas superfícies superior e inferior. As camadas de metalização correspondem ao primeiro e segundo elementos condutores da invenção. As camadas de metalização são separadas pela espessura do bloco dielétrico 106 para formar uma estrutura de espátula de dois polos iluminada, semelhante ao que se descreve no documento GB 2 472 972.

[105] As camadas de metalização podem ser formadas a partir de condutores de alto ponto de fusão, por exemplo, W ou Ti. Em tal disposição, os condutores de baixo ponto de fusão podem ser depositados em torno de regiões onde o cabo coaxial conecta-se a linha de transmissão plana de placa paralela para facilitar a soldagem do arranjo coaxial à linha de transmissão plana. Os condutores de baixo ponto de fusão podem ser de prata (Ag) ou ouro (Au).

[106] Como visto mais claramente na Fig. 5, a extremidade distal do bloco dielétrico é formada em uma forma curva, por exemplo, parabólica. Esta forma é a preferida de forma que o instrumento não apresenta cantos afiados em suas bordas exteriores, e permite a utilização em múltiplas direções. Tais cantos afiados podem ser indesejáveis quando o instrumento é utilizado em ambientes com estruturas de tecidos delicados, tais como o trato gastrointestinal, em que a parede do intestino é muito fina.

[107] A cânula 102 define um lúmen que transporta um cabo de abastecimento coaxial flexível 108 e uma estrutura de distribuição de fluido. Neste arranjo, a estrutura de fornecimento de fluido inclui uma passagem formada pelo espaço no lúmen em torno do cabo de abastecimento flexível 108 e uma agulha retrátil 110. A cânula 102 carrega um fio de controle 112 para implantação e retração da agulha 110.

[108] O condutor interno 114 do cabo de abastecimento coaxial 108 se projeta a partir da extremidade distal do cabo de abastecimento coaxial 108 e está ligada eletricamente (por exemplo, usando solda) a camada superior 105 de metalização (primeiro elemento condutor). O condutor externo do cabo coaxial 116 é acoplado eletricamente à camada inferior de metalização 107 (segundo elemento condutor) por uma terminação de malha trançada 118. A terminação de malha trançada 118 compreende uma parte tubular que está ligada eletricamente ao condutor externo e a parte da placa que se estende distalmente 109 que se encaixa sob o bloco dielétrico 106 e é eletricamente conectada à camada inferior 107 de metalização.

[109] Neste arranjo, uma peça feita de material dielétrico 120 é acoplada à superfície inferior do bloco dielétrico 106. Ele pode ser fixado à camada inferior 107 de metalização. O lado de baixo da peça feita de material dielétrico 120 tem uma configuração particularmente adequada para utilização em procedimentos realizados no trato gastrointestinal. No sentido longitudinal, a peça feita de material dielétrico 120 compreende uma parte distal que afunila gradualmente (por exemplo, de um modo curvo) na direção do bloco dielétrico 106. Esta parte do instrumento está em mais proximidade com o tecido a ser tratado em uso, por exemplo, a parede do intestino, a parede do esôfago, da veia porta ou o duto pancreático. Ao apresentar uma superfície curva desta forma, perfuração não desejada da parede do intestino ou na parede do esôfago ou danos para a veia porta ou no duto pancreático pode ser evitada.

[110] Como pode ser visto mais claramente na Fig. 5, a superfície inferior da peça feita de material dielétrico 120 tem um canal em recesso que se prolonga longitudinalmente 122. O canal em recesso define um caminho de acesso para a agulha retrátil 110. A natureza do canal em recesso significa que o caminho de acesso é flanqueado nos dois lados por sulcos que se estendem radialmente 124 da peça feita de material dielétrico.

[111] A estrutura dielétrica 106 e a peça feita de material dielétrico 120 podem ser formadas em uma só peça, isto é, como um corpo unitário. A estrutura unitária pode ter uma ranhura plana formada (por exemplo, um corte) no seu interior para receber um material condutor para formar a camada inferior de metalização (segundo elemento condutor). A espessura da ranhura e, por conseguinte, da camada inferior de metalização pode ser de 0,1 mm ou mais, mas preferencialmente não mais do que 0,2 mm.

[112] O tamanho total do instrumento pode ser tal que seja adequado para inserção através do canal de instrumentos de um endoscópio. Assim, o diâmetro externo da cânula pode ser 2,8 mm ou menos, por exemplo, 2,7 mm.

[113] A discussão detalhada acima refere-se a entrega de forma de onda de RF pela sonda. O aparelho eletrocirúrgico também está disposto para entregar energia de frequência de microondas no mesmo modo como estabelecido na patente GB 2 486 343. A energia de microondas é entregue utilizando um perfil de onda contínua, e o nível de potência médio preferido entregue na extremidade distal da sonda (isto é, a ponta do instrumento) é de 8 W a 5,8 GHz.

Claims

1. Aparelho eletrocirúrgico para a ressecção do tecido biológico, o aparelho compreendendo: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) (4, 5) para gerar uma forma de onda de RF tendo uma primeira frequência; uma sonda (100) disposta para fornecer a forma de onda de RF a partir de uma extremidade distal da mesma; uma estrutura de alimentação (9) para transportar a forma de onda de RF à sonda ao longo de um canal de RF; um detector de sinal de RF (8, 11) para a amostragem de corrente e tensão no canal de RF e gerar a partir do mesmo um sinal de detecção de RF indicativo da corrente e da tensão; e um controlador (14, 16) em comunicação com o detector de sinal de RF para receber o sinal de detecção de RF, em que o gerador de sinal de RF é disposto para entregar a forma de onda de RF como uma pluralidade de pulsos do sinal de RF, cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF tendo um limite de potência e uma duração de pulso predeterminados, e caracterizado pelo fato de que o controlador é disposto para: monitorar, com base no sinal de detecção de RF, a energia acumulada no tecido biológico durante a duração de pulso de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF, e controlar o perfil de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF para manter uma potência média entregue através daquele pulso de sinal de RF para o tecido biológico através da sua duração de pulso respectiva abaixo de um valor alvo.

2. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o controlador é disposto para controlar a duração da porção ON de cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF para manter uma potência média entregue através daquele pulso de sinal de RF para o tecido biológico através da duração de pulso respectiva abaixo de um valor alvo.

3. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que o controlador compreende um microprocessador digital (14) programado para produzir um sinal de controle de RF para o gerador de sinal de RF, em que o perfil de cada pulso de sinal de RF é controlado com base em um estado do sinal de controle de RF.

4. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que o estado do sinal de controle de RF é determinado por um circuito de controle, que percorre repetidamente ao longo da duração de pulso de cada pulso de sinal de RF.

5. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado pelo fato de que a duração de pulso inclui uma porção OFF na qual não é fornecida energia.

6. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que o controlador é disposto para fazer com que cada um dentre a pluralidade de pulsos de sinal de RF inclua: uma porção de iniciação de corte durante a qual o controlador define um limite de tensão de iniciação de corte para o pulso de sinal de RF respectivo, e uma porção de sustentação de corte durante a qual o controlador define um limite de tensão de sustentação de corte para o pulso de sinal de RF respectivo, em que o limite de tensão de sustentação de corte é menor que o limite de tensão de iniciação de corte, e a porção de sustentação de corte segue a porção de iniciação de corte.

7. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que a porção de início de corte de cada pulso de sinal de RF tem uma duração fixa.

8. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 6 ou 7, caracterizado pelo fato de que o controlador é disposto para controlar a duração da porção de sustentação de corte para manter a potência média entregue pelo seu pulso de sinal de RF respectivo para o tecido biológico abaixo do valor alvo.

9. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que o controlador é disposto para parar a porção de sustentação de corte caso a energia acumulada monitorada ultrapasse um limite predeterminado.

10. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 9, caracterizado pelo fato de que o limite de potência predeterminado de cada pulso de sinal de RF é mais do que três vezes maior que o valor limite para a potência média entregue através daquele pulso de sinal de RF.

11. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 10, caracterizado pelo fato de que o valor alvo para a potência média entregue através de cada pulso de sinal de RF é de 35 W ou menos.

12. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 11, caracterizado pelo fato de que inclui um gerador de sinal de micro-ondas para gerar a energia de frequência de micro-ondas que tem uma segunda frequência que é mais alta que a primeira frequência, em que a estrutura de alimentação compreende um canal de RF para conectar a sonda ao gerador de sinal de RF, e um canal de microondas para conectar a sonda ao gerador de sinal de micro-ondas, e em que o canal de RF e canal de micro-ondas compreendem trajetos de sinal separados fisicamente do gerador de sinal de RF e do gerador de sinal de micro-ondas, respectivamente, para permitir que a forma de onda de RF e a energia de frequência de micro-ondas sejam seletivamente entregues de maneira simultânea ou separada à sonda.

13. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que inclui detectores de sinal de micro-ondas para encaminhamento de amostragem e potência refletida no canal de micro-ondas, em que o controlador está em comunicação com os detectores de sinal de micro-ondas para derivar um sinal de detecção de micro-ondas indicativo da potência de micro-ondas entregue pela sonda, e é disposto para emitir um sinal de controle de micro-ondas para o gerador de sinal de micro-ondas, em que o perfil da energia de frequência de microondas entregue pelo gerador de micro-ondas é controlável com base em um estado do sinal de controle de micro-ondas.

14. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 13, caracterizado pelo fato de que a sonda tem um diâmetro exterior menor que 2,8 mm.

15. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 14, caracterizado pelo fato de que a sonda (100) compreende: uma ponta do instrumento compreendendo um corpo planar (106) feito de um primeiro material dielétrico que separa um primeiro elemento condutor (105) em uma primeira superfície do mesmo de um segundo elemento condutor (107) em uma segunda superfície do mesmo, a segunda superfície voltada na direção oposta à primeira superfície; um cabo de alimentação coaxial (108) que compreende um condutor interno (114), um condutor externo (116) coaxial com condutor interno e um segundo material dielétrico que separa os condutores interno e externo, o cabo de alimentação coaxial sendo conectado à estrutura de alimentação para transportar a forma de onda de RF para a ponta de instrumento; e um casco de proteção (120) que compreende uma terceira peça do material dielétrico montada para cobrir a parte inferior da ponta do instrumento, em que o condutor interno é eletricamente conectado ao primeiro elemento condutor e o condutor exterior está eletricamente conectado ao segundo elemento de corte para permitir que a ponta de instrumento receba a forma de onda de RF, em que os primeiro e segundo elementos condutores são dispostos para funcionar como eletrodos ativos e de retorno para emitir a forma de onda de RF a partir de uma porção lateral distal do corpo plano, e em que o casco de proteção tem uma superfície inferior convexa suavemente arredondada voltada para fora a partir do corpo planar.

16. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 15, caracterizado pelo fato que a superfície inferior do casco de proteção suavemente se afunila no seu perímetro para ir de encontro com o lado do corpo planar.

17. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 14 ou 15, caracterizado pelo fato de que a espessura do casco de proteção diminui em direção à extremidade distal da ponta de instrumento.

18. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 15 a 17, caracterizado pelo fato de que os primeiro e segundo elementos condutores compreendem, cada um, camadas de metalização, as camadas de metalização sendo formadas nas superfícies opostas do primeiro material dielétrico, e em que a separação do primeiro e do segundo elementos condutores na borda de porção lateral distal é menor que 1 mm.

19. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 15 a 18, caracterizado pelo fato de que o casco de proteção é formado a partir de cerâmica ou plástico biocompatível.

20. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 15 a 19, caracterizado pelo fato de que o casco de proteção e o primeiro material dielétrico são formados em uma única peça como um corpo unitário.

21. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 15 a 20, caracterizado pelo fato de que a ponta de instrumento tem uma borda distal curva.

22. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 15 a 21, caracterizado pelo fato de que a sonda inclui um conduíte de alimentação de fluido para o transporte de fluido até a ponta de instrumento para a entrega para fora do instrumento.

23. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 22, caracterizado pelo fato de que o conduíte de alimentação de fluido compreende uma manga que define um lúmen para o transporte de fluido para a ponta de instrumento, a manga tendo o corpo de ponta de instrumento e casco de proteção presos em uma extremidade distal dos mesmos, e estando dispostos para transportar o cabo coaxial no lúmen.

24. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que inclui um mecanismo de entrega de fluido montado na extremidade distal do lúmen da manga, o mecanismo de entrega de fluido sendo operável para entregar o fluido do lúmen através do casco de proteção.

25. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 24, caracterizado pelo fato de que a superfície inferior do casco de proteção tem um canal de recesso que se estende longitudinalmente formado na mesma, e em que o mecanismo de entrega de fluido inclui uma agulha retrátil montada por baixo do corpo plano no canal de recesso do casco de proteção.

26. Aparelho eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que a agulha retrátil é móvel na direção longitudinal entre uma posição empregada na qual se projeta para além da extremidade distal da ponta de instrumento e uma posição retraída na qual está afastada da extremidade distal da ponta de instrumento.