BR112020014008A2

BR112020014008A2 - gerador eletrocirúrgico

Info

Publication number: BR112020014008A2
Application number: BR112020014008-2A
Authority: BR
Inventors: Christopher Paul Hancock; Malcolm White; John Bishop; Ilan Wyn DAVIES; Christopher Duff; George HODGKINS
Original assignee: Creo Medical Limited
Priority date: 2018-03-29
Filing date: 2019-03-08
Publication date: 2020-12-01
Also published as: WO2019185331A1; IL275882A; EP3773288A1; AU2019245726A1; GB201805124D0; ES2906407T3; PT3773288T; EP3773288B1; GB2572400A8; RU2020123242A3; JP7402525B2; KR20200136881A; SG11202006724PA; GB2572400A; CA3088331A1; JP2021518770A; CN111629680A; RU2020123242A; US11717336B2; US20200397497A1

Abstract

É divulgado neste documento um gerador eletrocirúrgico capaz de fornecer energia em uma forma de onda que causa eletroporação em tecido biológico. O gerador eletrocirúrgico pode compreender uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é integrada a meios para gerar sinais eletromagnéticos de micro-ondas e sinais eletromagnéticos de radiofrequência para tratamento. O gerador eletrocirúrgico pode ser configurado para fornecer diferentes tipos de energia ao longo de um cabo de alimentação comum. A unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação compreende uma fonte de alimentação CC e um gerador de pulso CC. A fonte de alimentação CC pode incluir um conversor CC-CC para converter uma saída de tensão por uma fonte de tensão ajustável. Cada pulso CC pode ter uma duração na faixa de 1 ns a 10 ms e uma amplitude máxima na faixa de 10 V a 10 kV.

Description

GERADOR ELETROCIRÚRGICO CAMPO DA INVENÇÃO

[0001] A invenção refere-se a um sistema eletrocirúrgico para fornecer energia elétrica ou eletromagnética em uma pluralidade de modalidades para causar efeitos diferentes no tecido biológico em um local de tratamento. Em particular, a invenção refere-se a um gerador eletrocirúrgico para fornecimento seletivo de energia com diferentes modalidades ao longo de um cabo de alimentação comum, que pode ser capaz de ser introduzido através de um canal de instrumento de um dispositivo de endoscopia cirúrgico (por exemplo, endoscópio ou broncoscópio) para tratar tecido biológico de uma maneira minimamente invasiva.

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO

[0002] Os geradores eletrocirúrgicos estão presentes em todas as salas de operações de hospitais para uso em procedimentos abertos e laparoscópicos e também estão cada vez mais presentes nos salas de endoscopia. Em procedimentos endoscópicos, o acessório eletrocirúrgico é normalmente inserido através de um lúmen dentro de um endoscópio. Considerado contra o canal de acesso equivalente para cirurgia laparoscópica, esse lúmen é comparativamente estreito em diâmetro e maior em comprimento.

[0003] Sabe-se que utiliza energia de radiofrequência (RF) para cortar tecido biológico. O método de corte usando energia de RF opera usando o princípio de que, como uma corrente elétrica passa através de uma matriz de tecidos (auxiliada pelo conteúdo iônico das células e pelos eletrólitos intercelulares), a impedância ao fluxo de elétrons através do tecido gera calor. Quando uma tensão de RF é aplicada à matriz do tecido, é gerado calor suficiente dentro das células para vaporizar o conteúdo de água do tecido. Como resultado dessa dessecação crescente, particularmente adjacente à região emissora de RF do instrumento (referida neste documento como lâmina de RF) que possui a maior densidade de corrente de todo o caminho da corrente através do tecido, o tecido adjacente ao polo de corte da lâmina de RF perde contato direto com a lâmina. A tensão aplicada então aparece quase inteiramente nesse vazio, o qual ioniza como resultado, formando um plasma, que possui uma resistividade de volume muito alta em comparação com o tecido. Essa diferenciação é importante, pois concentra a 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 entra lentamente no plasma é vaporizado e, portanto, a percepção é de um plasma que disseca tecido.

[0004] O documento GB 2 486 343 divulga um sistema de controle para um aparelho eletrocirúrgico que fornece energia de RF e de micro-ondas para tratar tecido biológico. O perfil de fornecimento de energia da energia de RF e da energia de micro-ondas fornecida a uma sonda é definido com base nas informações de tensão e corrente amostradas da energia de RF transmitida à sonda e nas informações de potência amostradas diretamente e refletidas da energia de micro-ondas transportada de e para a sonda.

[0005] O documento GB 2 522 533 divulga um circuito de isolamento para um gerador eletrocirúrgico disposto para produzir energia de radiofrequência (RF) e energia de micro-ondas para tratamento de tecido biológico. O circuito de isolamento compreende um isolador de guia de ondas ajustável em uma junção entre o canal de micro-ondas e o combinador de sinais e pode incluir uma estrutura capacitiva entre um condutor de aterramento do combinador de sinais e uma seção de entrada condutora do isolador de guia de onda para inibir o acoplamento da energia de RF e o vazamento da energia de micro-ondas.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[0006] Na sua forma mais geral, a presente invenção propõe um gerador eletrocirúrgico capaz de fornecer energia em uma forma de onda que é capaz de causar eletroporação no tecido biológico. O gerador eletrocirúrgico pode compreender uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é integrada a meios para gerar sinais eletromagnéticos de micro-ondas e sinais eletromagnéticos de radiofrequência para tratamento. O gerador eletrocirúrgico pode ser configurado para fornecer diferentes tipos de energia ao longo de um cabo de alimentação comum. Um único gerador pode assim ser usado como a fonte de energia de diferentes tipos de tratamento. Isso pode ser vantajoso em termos de minimizar o equipamento necessário em uma sala de tratamento.

[0007] A forma de onda de eletroporação pode compreender um ou mais pulsos de energia de alta tensão configurados para abrir poros em membranas celulares. A invenção pode ser usada em um cenário em que um agente terapêutico está presente no local de tratamento, pelo qual a abertura de poros na membrana celular facilita ou permite que o agente terapêutico entre nas células. Em outras palavras, a invenção pode ser utilizada em procedimentos de eletroporação convencionais.

[0008] Alternativa ou adicionalmente, a energia para a eletroporação pode ser configurada para abrir permanentemente os poros, causando assim perturbações irreversíveis na membrana celular, causando a morte das células. Em outras palavras, o instrumento pode ser usado para eletroporação irreversível (IRE).

[0009] De acordo com a invenção, é fornecido um gerador eletrocirúrgico que compreende: uma unidade de fornecimento de sinal eletromagnético para gerar energia de radiofrequência (RF) ou de micro-ondas; uma porta de saída configurada para ser conectável a uma sonda para fornecer a energia de RF ou de micro-ondas a partir de uma extremidade distal desta; uma estrutura de alimentação para transportar a energia de RF ou de micro-ondas para a porta de saída; e uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação disposta para gerar energia com uma forma de onda de eletroporação para causar eletroporação reversível ou irreversível (IRE) de tecido biológico, em que a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação é conectada à estrutura de alimentação para transmitir a forma de onda de eletroporação à porta de saída para entrega para a sonda, e em que a estrutura de alimentação compreende uma via de sinal comum para transportar a forma de onda de eletroporação e a energia de RF ou de micro-ondas para a porta de saída. Nesse arranjo, o mesmo gerador pode fornecer energia de RF e/ou energia de micro- ondas, por exemplo, para corte de tecidos, ablação, hemostasia ou outros efeitos, bem como a forma de onda de eletroporação para causar eletroporação ou IRE no tecido. A IRE pode ser usada para tratar câncer de fígado, próstata e pancreático. Incorporando energia de RF e/ou de micro-ondas em um gerador comum, a invenção pode permitir que a mesma sonda forneça energia de RF e/ou de micro- ondas também. Isso pode fornecer mais opções de tratamento para o profissional durante um procedimento de tratamento. Por exemplo, a capacidade de realizar eletroporação irreversível pode fornecer à sonda uma modalidade de tratamento de tecido que é focada na ponta distal. Por sua vez, isso pode permitir que uma modalidade de ablação por micro-ondas seja usada para tratar um volume maior ao redor da ponta distal. Em combinação, o instrumento pode ser controlado para selecionar o volume de tecido ao qual a energia é transmitida.

[0010] A unidade de fornecimento de sinal eletromagnético pode ser disposta para fornecer energia de RF e energia de micro-ondas, separadamente ou simultaneamente. Por exemplo, a unidade de fornecimento de sinal eletromagnético pode compreender um gerador de sinal de radiofrequência (RF) para gerar radiação eletromagnética de RF (EM) com uma primeira frequência e um gerador de sinal de micro-ondas para gerar radiação EM de micro-ondas com uma segunda frequência que é maior que a primeira frequência.

[0011] A energia de RF e a energia de micro-ondas podem ser conduzidas para a via de sinal comum separadamente. Por exemplo, a estrutura de alimentação pode compreender um canal de RF para conectar a porta de saída ao gerador de sinal de RF e um canal de micro-ondas para conectar a porta de saída ao gerador de sinal de micro-ondas. O canal de RF e o canal de micro-ondas podem compreender vias de sinal fisicamente separadas do gerador de sinal de RF e do gerador de sinal de micro-ondas, respectivamente. A estrutura de alimentação pode incluir um circuito de combinação com uma primeira entrada conectada para receber a radiação EM de RF do canal de RF, uma segunda entrada conectada para receber a radiação EM de micro-ondas do canal de micro-ondas e uma saída em comunicação com as primeira e segunda entradas para transferir a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas para a via de sinal comum.

[0012] A unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação pode ser conectável à via de sinal comum através do canal de RF. Por exemplo, um interruptor pode ser conectado no canal de RF, em que o gerador de sinal de RF e a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação são conectáveis seletivamente ao canal de RF pelo interruptor. O interruptor pode ser qualquer dispositivo de interruptor capaz de transmitir energia de alta frequência (por exemplo, UHF) (correspondente à energia de RF discutida neste documento), bem como pulsos de alta tensão (por exemplo, até 10 kV) associados à forma de onda de eletroporação. Por exemplo, um relé de palheta de alta frequência pode ser usado.

[0013] A estrutura de alimentação pode incluir um isolador de guia de ondas conectado para isolar o canal de micro-ondas da radiação EM de RF. O canal de RF e o canal de micro-ondas podem ser acoplados ao isolador de guia de ondas usando conectores coaxiais do tipo N. Para evitar a quebra causada por pulsos na forma de onda de eletroporação, as partes dos conectores do tipo N que se projetam no isolador de guia de ondas podem ser cercadas por um material isolante, como PFTE com uma espessura selecionada para inibir a quebra.

[0014] A forma de onda de eletroporação pode compreender um ou mais pulsos rápidos de alta tensão. Cada pulso pode ter uma largura de pulso na faixa de 1 ns a 10 ms, preferencialmente na faixa de 1 ns a 100 µs, embora a invenção não precise ser limitada a essa faixa. Pulsos de menor duração (por exemplo, iguais ou inferiores a 10 ns) podem ser preferidos para eletroporação reversível. Para eletroporação irreversível, pulsos de duração mais longa ou mais pulsos podem ser usados em relação à eletroporação reversível.

[0015] Preferencialmente, o tempo de subida de cada pulso é igual ou inferior a 90% da duração do pulso, mais preferencialmente igual ou inferior a 50% da duração do pulso, e mais preferencialmente igual ou inferior a 10% da duração do pulso. Para pulsos mais curtos, o tempo de subida pode ser da ordem de 100 ps.

[0016] Cada pulso pode ter uma amplitude na faixa de 10 V a 10 kV, preferencialmente na faixa de 1 kV a 10 kV. Cada pulso pode ser um pulso positivo de um potencial de terra ou uma sequência de pulsos positivos e negativos alternados de um potencial de terra.

[0017] A forma de onda de eletroporação pode ser um único pulso ou uma pluralidade de pulsos, por exemplo, um trem de períodos de pulsos. A forma de onda pode ter um ciclo de trabalho igual ou menor que 50%, por exemplo, na faixa de 0,5% a 50%.

[0018] Em um exemplo, larguras de pulso da ordem de 200 ms transmitidas em uma série de 10 a 100 pulsos podem ser usadas para eletroporação irreversível. Em um exemplo, a forma de onda de eletroporação pode compreender pulsos de 10 × 300 µs de amplitude de 1,5 kV transmitidos três vezes com cerca de 1 minuto entre transmissões. Essa forma de onda pode causar apoptose celular ou morte no carcinoma hepatocelular.

[0019] A forma de onda de eletroporação pode ser transmitida durante um período de tratamento que é selecionado dependendo do efeito desejado. Por exemplo, o período de tratamento pode ser curto, por exemplo, menos de 1 segundo, ou alguns segundos, ou cerca de 1 minuto. Alternativamente, o período de tratamento pode ser maior, por exemplo, até uma hora.

[0020] O circuito gerador de pulso pode ser controlável para adaptar ou variar a forma de onda de eletroporação para se adequar ao tratamento desejado. Assim, qualquer ciclo de trabalho, largura de pulso e amplitude de pulso pode ser variável de forma ajustável.

[0021] A unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação pode compreender uma fonte de alimentação CC, por exemplo, disposta para operar como uma fonte de alta tensão, e um gerador de pulsos conectado à fonte de alimentação CC e configurado para emitir um ou mais pulsos de energia CC como a forma de onda de eletroporação. A fonte de alimentação CC pode ser independente de outras fontes de energia para o gerador.

[0022] A unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação pode compreender um módulo de sinal de pulso conectado ao gerador de pulsos e disposto para transmitir um ou mais sinais de disparo de pulso para um gerador de pulsos, em que o gerador de pulsos é configurado para emitir um pulso de energia CC ao receber um sinal de disparo de pulso. Em um exemplo, o sinal de disparo de pulso é usado para ativar um circuito de acionamento para o gerador de pulsos, por exemplo, para fazer com que um sinal de acionamento seja fornecido ao gerador de pulsos para extrair energia da fonte de alimentação CC.

[0023] Uma duração de cada pulso (por exemplo, uma largura de pulso) de energia CC pode ser definida pelo sinal de disparo de pulso. O módulo de sinal de pulso pode ser controlável para permitir o ajuste da duração de cada pulso de energia CC, por exemplo, sob o controle de um microprocessador. Os sinais de disparo de pulso podem ser derivados de um sinal de relógio do microprocessador. A duração de cada pulso de energia CC pode estar na faixa de 1 ns a 10 ms.

[0024] A fonte de alimentação CC pode compreender uma fonte de tensão ajustável e um conversor CC-CC disposto para realizar conversão ascendente em uma tensão da fonte de tensão ajustável. Por exemplo, a fonte de tensão ajustável pode ter uma tensão de saída ajustável na faixa de 1,2 V a 5 V. O conversor CC-CC pode converter isto em um sinal com uma amplitude de tensão máxima que é uma, duas ou três magnitudes mais alta, por exemplo, na faixa de 10 V a 10 kV, preferencialmente igual ou superior a 400 V. Uma amplitude de cada pulso de energia CC pode ser controlável configurando uma tensão de saída da fonte de tensão ajustável.

[0025] O gerador de pulso pode compreender um circuito push-pull, por exemplo, formado a partir de um par de MOSFETs de energia conectados para extrair energia da fonte de alimentação CC.

[0026] O gerador pode ser conectado a uma sonda, por exemplo, através de uma linha de transmissão coaxial que se estende da porta de saída. A sonda pode compreender um instrumento eletrocirúrgico adequado para inserção através de um canal de instrumento em um dispositivo de escopo cirúrgico. O instrumento eletrocirúrgico pode ter uma montagem de extremidade distal configurada para emitir qualquer energia de RF, micro-ondas e eletroporação discutida neste documento. Em um exemplo, a montagem de extremidade distal pode incluir uma estrutura coaxial na qual um condutor interno se projeta além de uma extremidade distal de um condutor externo e exposto na extremidade distal da sonda. Com essa configuração, a montagem de extremidade distal formou uma estrutura de transmitição de energia bipolar para transmitir energia de RF e uma antena de micro-ondas para irradiar energia de micro-ondas. Além disso, a forma de onda de eletroporação pode estabelecer um campo elétrico momentâneo entre as extremidades mais distais expostas dos condutores interno e externo. Os condutores expostos podem ser separados por uma distância na faixa de 1 a 3 mm. O campo aplicado pode, assim, ter uma amplitude em uma faixa preferida entre 300 V/mm e 10 kV/mm.

[0027] - amplamente para indicar uma faixa de frequência de 400 MHz a 100 GHz, mas preferencialmente a faixa de 400 MHz a 60 GHz. As frequências específicas que foram consideradas são: 433 MHz, 915 MHz, 2,45 GHz, 3,3 GHz, 5,8 GHz, 10 GHz, 14,5 GHz e 24 GHz. O dispositivo pode transmitir energia em mais de uma dessas frequências de micro-ondas. O termo "radiofrequência" ou "RF" pode ser usado para indicar uma frequência entre 300 kHz e 400 MHz.

[0028] Neste documento, o termo "interno" significa radialmente mais próximo do centro (por exemplo, eixo) do canal de instrumento. O termo "externo"

significa radialmente mais distante do centro (eixo) do canal de instrumento.

[0029] O termo "condutor" é usado no presente documento de modo a significar eletricamente condutivo, a menos que o contexto indique o contrário.

[0030] No presente documento, os termos "proximal" e "distal" se referem às extremidades da estrutura condutora de energia mais distantes e mais próximas do local de tratamento, respectivamente. Assim, em uso, a extremidade proximal é mais próxima de um gerador para fornecer a energia de micro-ondas, enquanto a extremidade distal é mais próxima do local de tratamento, isto é, do paciente.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS

[0031] Modalidades da invenção são descritas em detalhe a seguir com referência às figuras anexas, nas quais: A Fig. 1 é um diagrama esquemático de um tipo conhecido de gerador eletrocirúrgico ao qual a presente invenção pode ser aplicada; A Fig. 2 é um diagrama esquemático de um circuito de isolamento que pode ser usado em um gerador eletrocirúrgico da Fig. 1; A Fig. 3 é um diagrama esquemático de um gerador eletrocirúrgico com uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é uma modalidade da invenção; A Fig. 4 é um diagrama esquemático que mostra um sistema eletrocirúrgico que utiliza o gerador eletrocirúrgico da Fig. 3 com um instrumento que é inserível através de um dispositivo de endoscopia cirúrgico; A Fig. 5 é uma vista esquemática em corte transversal de uma montagem de extremidade distal de um instrumento eletrocirúrgico que é adequada para uso com a presente invenção; A Fig. 6 é um diagrama de circuito para um controlador de pulsos adequado para uso em uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é uma modalidade da invenção; A Fig. 7 é um diagrama de circuito para uma fonte de alta tensão ajustável adequada para uso em uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é uma modalidade da invenção; e A Fig. 8 é um diagrama de circuito para um gerador de pulso adequado para uso em uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que é uma modalidade da invenção. DESCRIÇÃO DETALHADA; OUTRAS OPÇÕES E PREFERÊNCIAS Fundamentos

[0032] A Fig. 1 mostra um diagrama esquemático de um aparelho eletrocirúrgico 400, tal como o divulgado no documento GB 2 486 343, que é útil para a compreensão da invenção. O aparelho compreende um canal de RF e um canal de micro-ondas. O canal de RF contém componentes para gerar e controlar um sinal eletromagnético de frequência de RF em um nível de potência adequado para o tratamento (por exemplo, corte ou dessecação) de tecido biológico. O canal de micro-ondas contém componentes para gerar e controlar um sinal eletromagnético de frequência de micro-ondas a um nível de potência adequado para o tratamento (por exemplo, coagulação ou ablação) de tecidos biológicos.

[0033] O canal de micro-ondas possui uma fonte de frequência de micro-ondas 402 seguida por um divisor de potência 424 (por exemplo, um divisor de potência de 3 dB), que divide o sinal da fonte 402 em dois ramos. Um ramo do divisor de potência 424 forma um canal de micro-ondas, o qual possui um módulo de controle de potência que compreende um atenuador variável 404 controlado pelo controlador 406 por meio do sinal de controle V 10 e um modulador de sinal 408 controlado pelo controlador 406 por meio do sinal de controle V 11 e um módulo amplificador que compreende o amplificador de acionamento 410 e o amplificador de potência 412 para gerar radiação EM de micro-ondas direta para transmitição a partir de uma sonda 420 a um nível de potência adequado para o tratamento. Após o módulo amplificador, o canal de micro-ondas continua com um módulo de acoplamento de sinal de micro-ondas (que faz parte de um detector de sinal de micro-ondas) que compreende um circulador 416 conectado para transmitir energia EM de micro-ondas da fonte à sonda ao longo de um caminho entre sua primeira e sua segunda portas, um acoplador direto 414 na primeira porta do circulador 416 e um acoplador refletido 418 na terceira porta do circulador 416. Depois de passar pelo acoplador refletido, a energia EM de micro-ondas da terceira porta é absorvida em uma descarga de potência 422. O módulo de acoplamento de sinal de micro- ondas também inclui um interruptor 415 operado pelo controlador 406 através do sinal de controle V12 para conectar o sinal acoplado direto ou o sinal acoplado refletido a um receptor heteródino para detecção.

[0034] O outro ramo do divisor de potência 424 forma um canal de medição. O canal de medição ignora o alinhamento de amplificação no canal de micro-ondas e, portanto, é arranjado para transmitir um sinal de baixa potência da sonda. Um interruptor de seleção de canal primário 426 controlado pelo controlador 406 através do sinal de controle V13 é operável para selecionar um sinal do canal de micro-ondas ou do canal de medição para transmitir à sonda. Um filtro passa- banda alta 427 é conectado entre o interruptor de seleção de canal primário 426 e a sonda 420 para proteger o gerador de sinal de micro-ondas de sinais de RF de baixa frequência.

[0035] O canal de medição inclui componentes dispostos para detectar a fase e magnitude da potência refletida da sonda, o que pode fornecer informações sobre o material, por exemplo, o tecido biológico presente na extremidade distal da sonda. O canal de medição compreende um circulador 428 conectado para transmitir energia EM de micro-ondas da fonte 402 à sonda ao longo de um caminho entre sua primeira e sua segunda portas. Um sinal refletido retornado da sonda é direcionado para a terceira porta do circulador 428. O circulador 428 é usado para fornecer isolamento entre o sinal direto e o sinal refletido para facilitar a medição precisa. No entanto, como o circulador não fornece isolamento completo entre a primeira e a terceira portas, isto é, parte do sinal direto pode atravessar a terceira porta e interferir no sinal refletido, um circuito de cancelamento de transportador pode ser usado que injeta uma porção do sinal direto (do acoplador direto 430) de volta para o sinal que sai da terceira porta (através do acoplador de injeção 432). O circuito de cancelamento de transportador inclui um ajustador de fase 434 para garantir que a porção injetada esteja 180° fora de fase com qualquer sinal que atravesse a terceira porta a partir da primeira porta a fim de cancelá-la. O circuito de cancelamento de transportador também inclui um atenuador de sinal 436 para garantir que a magnitude da porção injetada seja a mesma que qualquer sinal de interferência.

[0036] Para compensar qualquer desvio no sinal direto, um acoplador direto 438 é fornecido no canal de medição. A saída acoplada do acoplador direto 438 e o sinal refletido da terceira porta do circulador 428 estão conectados aos respectivos terminais de entrada de um interruptor 440, o qual é operado pelo controlador 406 através do sinal de controle V 14 para conectar o sinal direto acoplado ou o sinal refletido a um receptor heteródino para detecção.

[0037] A saída do interruptor 440 (isto é, a saída do canal de medição) e a saída do interruptor 415 (isto é, a saída do canal de micro-ondas) são conectadas a um terminal de entrada respectivo de um interruptor de seleção de canal secundário 442, que é operável pelo controlador 406 por meio do sinal de controle V15 em conjunto com o interruptor de seleção de canal primário para garantir que a saída do canal de medição esteja conectada ao receptor heteródino quando o canal de medição estiver fornecendo energia à sonda e que a saída do canal de micro-ondas esteja conectada ao receptor heteródino quando o canal de micro-ondas estiver fornecendo energia à sonda.

[0038] O receptor heteródino é usado para extrair as informações de fase e magnitude da saída de sinal pelo interruptor de seleção de canal secundário

442. Um receptor heteródino único é mostrado neste sistema, mas um receptor heteródino duplo (contendo dois osciladores e misturadores locais) para misturar a frequência-fonte duas vezes antes de o sinal entrar no controlador pode ser usado, se necessário. O receptor heteródino compreende um oscilador local 444 e um misturador 448 para misturar a saída de sinal pelo interruptor de seleção de canal secundário 442. A frequência do sinal do oscilador local é selecionada de modo que a saída do misturador 448 esteja em uma frequência intermediária adequada para ser recebida no controlador 406. Os filtros passa-banda 446 e 450 são fornecidos para proteger o oscilador local 444 e o controlador 406 dos sinais de micro-ondas de alta frequência.

[0039] O controlador 406 recebe a saída do receptor heteródino e determina (por exemplo, extrai) a partir deste as informações indicativas de fase e magnitude dos sinais diretos e/ou refletidos no canal de micro-ondas e/ou de medição. Essas informações podem ser usadas para controlar a transmitição de radiação EM de micro-ondas de alta potência no canal de micro-ondas ou radiação EM de RF de alta potência no canal de RF. Um usuário pode interagir com o controlador 406 através de uma interface de usuário 452, conforme discutido acima.

[0040] O canal de RF mostrado na Fig. 1 compreende uma fonte de frequência de RF 454 conectada a um gate driver 456 que é controlado pelo controlador 406 através do sinal de controle V16. O gate driver 456 fornece um sinal de operação para um amplificador de RF 458, que é um arranjo de meia ponte. A tensão de dreno do arranjo de meia ponte é controlável por meio de uma fonte de CC variável 460. Um transformador de saída 462 transfere o sinal de RF gerado em uma linha para transmitição para a sonda 420. Um filtro passa-baixo, passa- banda, rejeita-banda ou notch 464 é conectado nessa linha para proteger o gerador de sinal de RF dos sinais de micro-ondas de alta frequência.

[0041] Um transformador de corrente 466 é conectado no canal de RF para medir a corrente transmitida para a carga do tecido. Um divisor de potencial 468 (que pode ser derivado do transformador de saída) é usado para medir a tensão. Os sinais de saída do divisor de potencial 468 e do transformador de corrente 466 (ou seja, saídas de tensão indicativas de tensão e corrente) são conectados diretamente ao controlador 406 após condicionamento pelos respectivos amplificadores de buffer 470, 472 e diodos Zener de fixação de tensão 474, 476, 478, 480 (mostrado como sinais B e C na Fig. 1).

[0042] Para derivar informações de fase, os sinais de tensão e de corrente (B e C) também são conectados a um comparador de fase 482 (por exemplo, uma porta EXOR) cuja tensão de saída é integrada pelo circuito RC 484 para produzir uma saída de tensão (mostrada como A na Fig. 1) que é proporcional à diferença de fase entre as formas de onda de tensão e de corrente. Esta saída de tensão (sinal A) é conectada diretamente ao controlador 406.

[0043] O canal de micro-ondas/medição canal e o canal de RF são conectados a um combinador de sinais 114, que transporta ambos os tipos de sinal separadamente ou simultaneamente ao longo do conjunto de cabos 116 para a sonda 420, a partir da qual é transmitido (por exemplo, irradiado) para o tecido biológico de um paciente.

[0044] Um isolador de guia de ondas (não mostrado) pode ser fornecido na junção entre o canal de micro-ondas e o combinador de sinais. O isolador de guia de ondas pode ser configurado para executar três funções: (i) permitir a passagem de uma potência de micro-ondas muito alta (por exemplo, superior a 10 W); (ii) bloquear a passagem da potência de RF; e (iii) fornecer uma alta tensão suportável (por exemplo, superior a 10 kV). Uma estrutura capacitiva (também conhecida como uma quebra de CC) também pode ser fornecida no (por exemplo, dentro) isolador de guia de ondas ou adjacente ao isolador de guia de ondas. O objetivo da estrutura capacitiva é reduzir o acoplamento capacitivo ao longo da barreira de isolamento.

[0045] A Fig. 2 é um diagrama esquemático de um circuito de isolamento conforme divulgado no documento GB 2 522 533, o que também é útil para a compreensão da invenção. O circuito de isolamento faz parte de uma estrutura de alimentação para transportar radiação EM de RF de um gerador de sinal de RF 218 e radiação de micro-ondas de um gerador de sinal de micro-ondas 220 para uma sonda. A sonda (não mostrada) é conectável a uma porta de saída 228 fornecida em um compartimento 226. Uma luva isolante 229 é fornecida na porta de saída 228 do compartimento para impedir um caminho de corrente para conectar o revestimento aterrado do compartimento com os componentes flutuantes conectados à porta de saída 228.

[0046] A estrutura de alimentação compreende um canal de RF com uma via de sinal de RF 212, 214 para transportar a radiação EM de RF e um canal de micro-ondas com uma via de sinal de micro-ondas 210 para conduzir a radiação EM de micro-ondas. As vias de sinal para a radiação EM de RF e radiação de micro- ondas são fisicamente separadas uma da outra. O gerador de sinal de RF é conectado à via de sinal de RF 212, 214 através de um transformador de tensão

216. A bobina secundária do transformador 216 (ou seja, no lado da sonda do arranjo) é flutuante, de modo que não há caminho de corrente contínua entre o paciente e o gerador de sinal de RF 218. Isto significa que o condutor de sinal 212 e o condutor de aterramento 214 da via de sinal de RF 212, 214 são flutuantes.

[0047] O circuito de isolamento compreende um isolador de guia de ondas 600 cujo vão de isolamento é configurado para fornecer o nível necessário de isolamento de CC, ao mesmo tempo em que possui uma reatância capacitiva que é baixa o suficiente na frequência da energia de micro-ondas para evitar vazamento da energia de micro-ondas no vão. O vão pode ser de 0,6 mm ou mais, por exemplo, 0,75 mm. A energia de RF não é capaz de acoplar entre as duas extremidades do isolador porque o diâmetro do tubo cria uma indutância muito grande em série com cada uma das sondas na frequência de RF.

[0048] O circuito de isolamento possui um circuito de combinação integrado com o isolador de guia de ondas 600. Um condutor de sinal 212 e o condutor de aterramento 214 que transportam o sinal de RF são conectados para um conector de RF coaxial 602 (alimentação de RF), que introduz o sinal de RF no isolador de guia de ondas 600, de onde é conduzido de uma porta de saída 232 em direção à sonda.

[0049] O vão de isolamento 603 é disposto para impedir que o sinal de RF seja acoplado de volta à porta de entrada 230. A energia de micro-ondas é impedida de se acoplar ao conector de RF 602 através da colocação cuidadosa da haste condutora interna dentro do isolador de guia de ondas.

[0050] Uma unidade de sintonia é incorporada ao isolador de guia de ondas 600 a fim de reduzir a perda de retorno do alinhamento de componentes. A unidade de sintonia compreende três pontas 231 que podem ser inseridas de forma ajustável, por exemplo, parafusadas, no corpo da cavidade.

[0051] Além disso, o canal de RF possui uma reactância ajustável 217 que é operável sob o controle do sinal de controle C1 para acomodar (por exemplo, para compensar) mudanças na capacitância resultantes de diferentes comprimentos dos cabos utilizados com o gerador. A reatância ajustável 217 pode compreender um ou mais capacitores ou indutores comutados ou ajustáveis eletronicamente conectados em derivação ou em série ao canal de RF. Capacidade de tratamento aprimorada

[0052] A presente invenção fornece uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação que pode ser integrada ao gerador eletrocirúrgico discutido acima. Neste documento, o termo "forma de onda de eletroporação" é usado para significar um ou mais pulsos de energia de alta tensão muito curtos.

[0053] Por exemplo, cada pulso pode ter uma duração (ou seja, largura de pulso) na faixa de 1 ns a 10 ms, preferencialmente na faixa de 100 ns a 1 ms. A forma de onda compreende preferencialmente uma pluralidade de pulsos. O ciclo de trabalho de um trem de pulsos formado pela pluralidade de pulsos pode ser igual ou menor que 50%. Em um exemplo, os pulsos podem ser transmitidos em uma frequência de 50 Hz.

[0054] Cada pulso pode ter uma voltagem de pico (ou seja, amplitude de pulso máxima) na faixa de 10 V a 10 kV, preferencialmente na faixa de 100 V a 10 kV, mais preferencialmente na faixa de 400 V a 10 kV.

[0055] A forma de onda de eletroporação pode ser configurada para causar eletroporação reversível ou irreversível (IRE) do tecido biológico no local do tratamento.

[0056] Como discutido abaixo, a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação pode ser disposta para transmitir a forma de onda de eletroporação através da mesma via de sinal da energia de micro-ondas e da energia de RF. Consequentemente, a invenção pode fornecer um gerador que é capaz de transmitir seletivamente qualquer energia de micro-ondas, energia de RF e energia indutora de eletroporação a um único instrumento. Como tal, a invenção pode contribuir para um sistema eletrocirúrgico multimodal no qual uma única unidade geradora pode fornecer energia a uma ampla gama de tipos de tratamento. Por exemplo, sabe-se que a energia de micro-ondas e a energia de RF podem ser usadas para ressecção ou ablação de tecidos e hemostasia. Além disso, sabe-se também que se transmite gás através de um instrumento para um local de tratamento pelo qual a RF e/ou as micro-ondas podem ser usadas para atingir um plasma térmico ou não térmico para esterilização de tecidos ou outro tratamento. A presente invenção pode aprimorar essas modalidades de tratamento ao fornecer um efeito de eletroporação. Outras funcionalidades também podem ser integradas ao sistema, por exemplo, técnicas de crioablação, corte por ultrassom, etc.

[0057] A Fig. 3 é um diagrama esquemático de uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação 250 que é uma modalidade da invenção. Conforme mostrado na Fig. 3, a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação 250 é integrada a um gerador eletrocirúrgico do tipo discutido acima em relação às Figs. 1 e 2. Componentes em comum com as Figs. 1 e 2 recebem os mesmos números de referência e não são descritos novamente.

[0058] A unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação 250 compreende um controlador 252 que é operável, por exemplo, através da interface de usuário 264 para controlar parâmetros da forma de onda de eletroporação, em particular a largura do pulso, a amplitude do pulso e o ciclo de trabalho (por exemplo, frequência de pulsos em um trem de múltiplos pulsos). O controlador 252 inclui um módulo de sinal de pulso 254 que opera para enviar sinais de disparo de pulso para um gerador de pulso 256. Em um exemplo, o gerador de pulso 256 pode ser configurado como um circuito de comutação push-pull. O gerador de pulso 256 pode ele próprio receber energia para operação vinda de uma fonte de alimentação dedicada 258 que é independente da fonte de alimentação para o controlador. Esse arranjo pode ser necessário quando o requisito de energia para acionar o circuito push-pull for maior do que o necessário para o controlador. Por exemplo, a fonte de alimentação 258 pode operar em 25 V, enquanto a fonte de alimentação para o controlador pode operar em 5 V.

[0059] Uma fonte de alta tensão 262 é conectada ao longo do gerador de pulsos 256. A fonte de alta tensão 262 pode compreender um conversor CC-CC que realiza conversão ascendente em uma tensão de saída da fonte de tensão 260. A fonte de tensão 260 é conectada ao controlador 252 e controlável por este, por exemplo, para definir a tensão de saída. Por exemplo, a fonte de tensão 260 pode ser uma fonte de tensão ajustável, em que a tensão de saída é ajustável em uma faixa de 1,2 V a 5 V. A fonte de tensão 260 e a fonte de alimentação 258 são fontes CC, por exemplo, convertidas (retificadas) de um fonte de alimentação principal (não mostrada).

[0060] O gerador de pulsos 256 emite a forma de onda de eletroporação em uma linha de transmissão 242 que é conectada ao canal de RF discutido acima pelo interruptor 240. O interruptor 240 pode ser selecionado para ser capaz de transmitir tensões CC de até 10 kV, além de ser adequado para transmitir energia de RF. Por exemplo, um relé de palheta de alta frequência pode ser usado. Um interruptor SPDT pode ser vantajoso para esse componente, pois permite baixa perda de inserção comutando entre o sinal de RF e o pulso ou pulsos de alta tensão da forma de onda de eletroporação.

[0061] Com esse interruptor, a forma de onda de eletroporação é introduzida no isolador no canal de RF. O isolador pode ser configurado para proteger a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação 250 da energia de micro-ondas e o canal de micro-ondas dos pulsos de alta tensão da forma de onda de eletroporação.

[0062] Para evitar que ocorram avarias no isolador devido aos pulsos de alta tensão, os condutores que se projetam na cavidade do isolador podem estar circundados por uma luva isolante (por exemplo, feita de PTFE ou similar).

[0063] O isolador de guia de ondas 600 mostrado na Fig. 2 pode ser projetado principalmente para combinar um sinal de micro-ondas a 5,8 GHz com um sinal de RF a 400 kHz, além de isolar a linha de saída do aterramento através do canal de micro-ondas e permitir o aterramento independente do canal de RF.

[0064] A discussão a seguir considera o comportamento do isolador para três tipos de formas de onda de eletroporação: (i) Pulso de 300 ns com amplitude de 1 kV e tempo de subida de 30 ns (ii) Pulso de 10 ns a 10 kV (iii) Pulso de 1 ns a 10 kV

[0065] A estrutura física do isolador é tal que os sinais de 1 a 100 MHz são transmitidos completamente. Para um pulso retangular de 300 ns, o espectro de frequências terá um lóbulo principal com o primeiro nulo a 1/300 GHz ou 3,3 MHz. O lóbulo principal e os próximos dois lóbulos laterais do espectro de frequência passarão através do lado de 400 kHz do multiplexador, até 10 MHz. Espera-se que um tempo de subida de 35 ns corresponda a uma largura de banda de 10 MHz, de modo que essa forma de onda passe pelo isolador substancialmente desimpedido.

[0066] Para um pulso de 10 ns, o primeiro nulo é de 100 MHz e, portanto, pode ser necessária uma largura de banda de 300 MHz para obter um tempo de subida de cerca de 1 ns. Para um pulso de 1 ns, o primeiro nulo é de 1 GHz e, portanto, provavelmente precisa passar 3 GHz (para obter um tempo de subida de cerca de 0,1 ns).

[0067] A transmissão através da porta de RF do isolador discutida acima foi testada usando um Vector Network Analyzer, de 50 MHz a 1 GHz.

[0068] A transmissão a 50 MHz foi mais ou menos 100%, ou seja, 0 dB. Esta caiu gradualmente para 3 dB a cerca de 250 ou 350 MHz, mas subiu novamente para cerca de 0 dB a 1 GHz. Com base neste teste, o isolador é operável para transmitir efetivamente uma forma de onda de eletroporação com larguras de banda de até 1,5 GHz.

[0069] A Fig. 4 é um diagrama esquemático de um sistema de eletrocirurgia completo 100 que é capaz de fornecer energia de RF, energia de micro-ondas ou a forma de onda de eletroporação discutida acima para a extremidade distal de um instrumento eletrocirúrgico invasivo. O sistema 100 compreende um gerador 102 para fornecer energia de RF de forma controlável, energia de micro-ondas e a forma de onda de eletroporação adequada para eletroporação ou IRE.

[0070] O gerador 102 é conectado a uma junta de interface 106 por um cabo de interface 104. Se necessário, a junta de interface 106 pode alojar um mecanismo de controle de instrumento que é operável deslizando-se um gatilho 110, por exemplo, para controlar o movimento longitudinal (isto é, para trás e para frente) de um ou mais fios de controle ou hastes de pressão (não mostrados). Se houver uma pluralidade de fios de controle, pode haver múltiplos gatilhos deslizantes na junta de interface para fornecer controle total. A função da junta de interface 106 é combinar as entradas do gerador 102 e do mecanismo de controle de instrumento em um único eixo flexível 112, que se estende da extremidade distal da junta de interface 106.

[0071] O eixo flexível 112 pode ser inserido através de todo o comprimento de um canal de instrumento (trabalho) de um dispositivo de endoscopia cirúrgico 114, tal como um endoscópio, gastroscópio, laparoscópio ou semelhantes.

[0072] O dispositivo de endoscopia cirúrgico 114 compreende um corpo 116 com várias portas de entrada e uma porta de saída a partir das quais um cabo de instrumento 120 se estende. O cabo de instrumento 120 compreende um revestimento externo que envolve uma pluralidade de lúmens. A pluralidade de lúmens transporta várias coisas do corpo 116 para uma extremidade distal do cabo de instrumento 120. Um lúmen da pluralidade de lúmens é um canal de instrumento. Outros lúmens podem incluir um canal para transportar radiação ótica, por exemplo, para fornecer iluminação na extremidade distal ou para reunir imagens da extremidade distal. O corpo 116 pode incluir uma peça ocular 122 para visualizar a extremidade distal. A fim de fornecer iluminação na extremidade distal, uma fonte de luz 124 (por exemplo, LED ou semelhante) pode ser conectada ao corpo 116 por uma porta de entrada de iluminação 126.

[0073] O eixo flexível 112 possui um conjunto distal 118 (não desenhado em escala na Fig. 1) que é moldado para passar através do canal do instrumento do dispositivo de endoscopia cirúrgico 114 e se projetar (por exemplo, dentro do paciente) na extremidade distal do cabo de instrumento. A montagem de extremidade distal inclui uma ponta ativa para transmitir energia de micro-ondas para o tecido biológico conforme discutido neste documento.

[0074] A estrutura da montagem distal 118 discutida abaixo pode ser projetada para possuir um diâmetro externo máximo igual ou inferior a 2,0 mm, por exemplo, inferior a 1,9 mm (e mais preferivelmente inferior a 1,5 mm), e o comprimento do eixo flexível pode ser igual ou superior a 1,2 m.

[0075] O corpo 116 inclui uma porta de entrada de energia 128 para conectar ao eixo flexível, que compreende um cabo coaxial (por exemplo, um cabo coaxial convencional) capaz de transportar a energia de micro-ondas do gerador 102 para a montagem distal 118, juntamente com um meio de transportar energia (por exemplo, um par de cabos trançados ou semelhante) para transportar a energia para a eletroporação. Os cabos coaxiais que são fisicamente capazes de encaixar o canal de instrumento de um dispositivo de endoscopia cirúrgico estão Cabos coaxiais de tamanho personalizado (ou seja, feitos sob encomenda) também podem ser usados.

[0076] Conforme discutido acima, pode ser desejável ser possível controlar a posição de pelo menos a extremidade distal do cabo de instrumento

120. O corpo 116 pode incluir um acionador de controle 130 que é mecanicamente acoplado à extremidade distal do cabo de instrumento 120 por um ou mais fios de controle (não mostrados), os quais se estendem através do cabo de instrumento

120. Os fios de controle podem se mover dentro do canal de instrumento ou dentro de seus próprios canais dedicados. O acionador de controle 130 pode ser uma alavanca ou botão rotativo ou qualquer outro dispositivo de manipulação de cateter conhecido. A manipulação do cabo de instrumento 120 pode ser assistida por software, por exemplo, usando um mapa tridimensional virtual montado a partir de imagens de tomografia computorizada (CT).

[0077] A Fig. 5 mostra um exemplo de uma montagem de extremidade distal 118 que pode ser usada no sistema eletrocirúrgico discutido acima e que é capaz de transmitir energia em qualquer uma das modalidades disponíveis (por exemplo, micro-ondas, RF e eletroporação).

[0078] A montagem de extremidade distal 118 compreende uma linha de transmissão coaxial formada a partir de um condutor interno 134 que é separado de um condutor externo 132 por um material dielétrico isolante 136. Uma estrutura de fornecimento de energia é formada na extremidade mais distal da linha de transmissão coaxial. A estrutura de fornecimento de energia compreende um comprimento do condutor interno que se estende além de uma extremidade distal do condutor externo. Neste exemplo, o comprimento saliente do condutor interno é cercado por uma tampa dielétrica rígida 140, por exemplo, feita de cerâmica ou outro material de baixa perda. A tampa 140 pode ter uma extremidade arredondada, por exemplo, em forma de domo ou semelhante, de modo que o instrumento não apresente uma ponta afiada no tecido.

[0079] Na estrutura de fornecimento de energia, o condutor interno e o condutor externo atuam como eletrodos ativos e de retorno para emitir a forma de onda de energia de RF e de eletroporação e formam uma estrutura de antena para irradiar energia de micro-ondas.

[0080] A ponta de radiação pode ter uma impedância selecionada para corresponder ao tecido biológico. Para permitir que a energia seja transferida eficientemente para a ponta de radiação, um transformador de impedância 138 pode ser fornecido entre a linha de transmissão coaxial. O transformador de impedância 138 pode ser uma linha de transmissão de quarto de onda formada usando um material dielétrico com uma constante dielétrica diferente do material dielétrico 136.

[0081] A Fig. 6 é um diagrama de circuito que mostra uma modalidade específica de um módulo de sinal de pulso 254 para uso em um controlador da unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação discutida acima. O módulo de sinal de pulso 254 está disposto para emitir um par de pulsos de controle "LS", "HS" para os lados alto e baixo do circuito push-pull para gerar os pulsos de alta tensão, conforme discutido abaixo. Nesta modalidade, o módulo de sinal de pulso 254 é operável para definir a duração do pulso com referência a um sinal de relógio "Clk" recebido do controlador 252, ou seja, de um microprocessador que controla a operação do gerador. O módulo de sinal de pulso 254 compreende um circuito comparador de janela disposto para receber um par de tensões limiares "Vth(H)" e "Vth(L)" que representam pontos de referência em relação ao sinal de relógio. Uma primeira tensão limite Vth(H) é configurada para obter um ponto de referência mais alto do sinal do relógio do que uma segunda tensão limite Vth(L). O circuito comparador de janela extrai pulsos curtos das bordas ascendentes e descendentes do sinal dr relógio. Esses pulsos são ainda condicionados em um comparador de divisor de tensão fixo para gerar o par de pulsos de controle LS, HS. A primeira tensão limiar Vth(H) e uma segunda tensão limiar Vth(L) podem ser ajustáveis, por exemplo, no controlador, para definir a duração do pulso.

[0082] A Fig. 7 é um diagrama de circuito que mostra um exemplo da fonte de alta tensão 262. A fonte de alta tensão 262 compreende um conversor CC- CC que está disposto para receber um sinal CC de entrada "Vin" de uma fonte de CC separada (não mostrada) sob o controle do controlador. A tensão do sinal CC de entrada pode ser ajustável pelo controlador. O conversor CC-CC realiza conversão ascendente no sinal CC de entrada para criar um sinal de alta tensão ao longo de dois terminais de saída "- A tensão ao longo dos terminais de saída é medida extraindo uma tensão D1, normalmente a uma razão de 1000:1 (ou seja, D1 é um milésimo da tensão entre -Vout e +Vout). A tensão medida pode ser exibida no gerador. O sinal CC de entrada é controlável para permitir que a alta tensão seja ajustada conforme necessário. Por exemplo, Vin pode ser ajustável entre 1,2 V e 5 V. O conversor CC-CC pode ser disposto para emitir um sinal com uma tensão de 1 kV ou mais, por exemplo, até 10 kV.

[0083] A Fig. 8 é um diagrama de circuito mostrando um gerador de pulsos 256 para uso em modalidades da invenção. O gerador de pulso 256 compreende um circuito de acionamento 270 no qual os pulsos de controle LS, HS do módulo de sinal de pulso 254 são usados para acoplar uma tensão de acionamento (neste exemplo a partir de uma fonte de 25 V CC) nas portas de um par de MOSFETs de potência que são configurados em um circuito pull-pull 272 para fornecer comutação rápida do sinal de alta tensão entre -Vout e +Vout.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Gerador eletrocirúrgico, caracterizado pelo fato de que compreende: uma unidade de fornecimento de sinal eletromagnético para gerar energia de radiofrequência (RF) ou de microondas; uma porta de saída configurada para ser conectável a uma sonda para fornecer a energia de RF ou de micro-ondas a partir de uma extremidade distal desta; uma estrutura de alimentação para conduzir a energia de RF ou de micro- ondas para a porta de saída; e uma unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação disposta para gerar energia com uma forma de onda de eletroporação para causar eletroporação reversível ou irreversível (IRE) de tecido biológico, em que a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação está conectada à estrutura de alimentação para transportar a forma de onda de eletroporação à porta de saída para transmissão à sonda, e em que a estrutura de alimentação compreende uma via de sinal comum para conduzir a forma de onda de eletroporação e a energia de RF ou de micro- ondas para a porta de saída.

2. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a unidade de fornecimento de sinal eletromagnético compreende: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) para gerar radiação eletromagnética (EM) de RF com uma primeira frequência; um gerador de sinal de micro-ondas para gerar radiação EM de micro-ondas com uma segunda frequência que é maior que a primeira frequência, em que a estrutura de alimentação compreende um canal de RF para conectar a porta de saída ao gerador de sinal de RF e um canal de micro-ondas para conectar a porta de saída ao gerador de sinal de micro-ondas, o canal de RF e o canal de micro-ondas compreendem vias de sinal fisicamente separadas do gerador de sinal de RF e gerador de sinal de micro-ondas, respectivamente, em que a estrutura de alimentação inclui um circuito de combinação com uma primeira entrada conectada para receber a radiação EM de RF do canal de RF, uma segunda entrada conectada para receber a radiação EM de micro-ondas do canal de micro-ondas e uma saída em comunicação com as primeira e segunda entradas para transferir a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas para a via de sinal comum.

3. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo fato de que a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação é conectável à via de sinal comum através do canal de RF.

4. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que compreende um interruptor conectado no canal de RF, em que o gerador de sinal de RF e a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação são conectáveis seletivamente ao canal de RF pelo interruptor.

5. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 2 a 4, caracterizado pelo fato de que compreende um isolador de guia de ondas conectado para isolar o canal de micro-ondas da radiação EM de RF.

6. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que a unidade de fornecimento de forma de onda de eletroporação compreende: uma fonte de alimentação CC; um gerador de pulsos conectado à fonte de alimentação CC e configurado para emitir um ou mais pulsos de energia CC como forma de onda de eletroporação.

7. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 6, incluindo um módulo de sinal de pulso conectado ao gerador de pulso e disposto para transmitir um ou mais sinais de acionamento de pulso para um gerador de pulso, caracterizado pelo fato de que o gerador de pulso é configurado para emitir um pulso de energia CC ao receber um sinal de acionamento de pulso.

8. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que a duração de cada pulso de energia CC é definida pelo sinal de acionamento de pulso.

9. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que o módulo de sinal de pulso é controlável para permitir o ajuste da duração de cada pulso de energia CC.

10. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 8 ou 9, caracterizado pelo fato de que a duração de cada pulso de energia CC está na faixa de 1 ns a 10 ms.

11. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações

6 a 10, caracterizado pelo fato de que a fonte de alimentação CC compreende: uma fonte de tensão ajustável; e um conversor CC-CC para realizar conversão ascendente na tensão da fonte de tensão ajustável, em que uma amplitude de cada pulso de energia CC é controlável através da fonte de tensão ajustável.

12. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações 6 a 11, caracterizado pelo fato de que o gerador de pulso compreende um circuito push-pull.

13. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 11 ou 12, caracterizado pelo fato de que uma amplitude máxima de cada pulso de energia CC está na faixa de 10 V a 10 kV.

14. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que a amplitude máxima de cada pulso de energia CC é igual ou superior a 400 V.

15. Gerador eletrocirúrgico, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que a forma de onda de eletroporação compreende uma pluralidade de pulsos com um ciclo de trabalho igual ou menor que 50%.