ES2349784T3 - Sistema electroquirúrgico que emplea múltiples electrodos. - Google Patents

Abstract

Un sistema para la ablación por calentamiento de tejido en un paciente (E) que comprende: una pluralidad de electrodos (101, 102, 103) operativamente conectados a una fuente de energía (100) de radiofrecuencia y configurados para aplicar energía RF a un tejido de un paciente; una pluralidad de circuitos (276) de restricción de corriente RF, estando cada circuito acoplado entre uno de dicha pluralidad de electrodos (101, 102, 103) y dicha fuente de energía (100) de radiofrecuencia, y configurado para restringir la energía RF a dicho electrodo (101, 102, 103) cuando dicho circuito (276) de restricción de corriente está activado y para no restringir la energía RF que fluye hacia dicho electrodo cuando dicho circuito (276) de restricción de corriente está desactivado; al menos un electrodo (119) de retorno adaptado para contactar con el paciente y configurado para devolver energía RF a la fuente (100) RF; y un mecanismo (240) de conmutación configurado para activar cada uno de dicha pluralidad de circuitos (276) de restricción de corriente RF, según uno de entre modo secuencial y modo no secuencial, caracterizado porque dicho mecanismo (240) está aislado de dichos circuitos (276) de restricción de corriente, y porque un controlador (217) realizará un ciclo de trabajo con una carga interna para crear una corriente media si la corriente aplicada a un electrodo seleccionado de entre la pluralidad de electrodos está por encima de un límite de corriente predeterminado.

Description

ANTECEDENTES Campo de la técnica

La presente descripción está dirigida a sistemas electroquirúrgicos y, en particular, a un sistema electroquirúrgico de radiofrecuencia que emplea múltiples electrodos para producir grandes volúmenes de ablación en un tejido o producir múltiples volúmenes de ablación en un tejido durante una única operación. Descripción de la técnica relacionada

El uso de electrodos de radiofrecuencia para la ablación de tejidos en el cuerpo de un paciente es conocido, por ejemplo de US 6,500,172 B1. En una situación típica, un electrodo de radiofrecuencia que comprende un vástago alargado y cilíndrico con una porción de su superficie externa aislada es insertado en el cuerpo del paciente. El electrodo típicamente tiene una punta conductora expuesta, que se utiliza para contactar tejido corporal en la región donde se desea producir la ablación o lesión por calor. El electrodo se conecta a una fuente de alimentación de radiofrecuencia, que aplica un voltaje de radiofrecuencia al electrodo, que transmite la corriente de radiofrecuencia al interior del tejido junto a su punta conductora expuesta. Esta corriente normalmente vuelve a la fuente de alimentación a través de un electrodo de referencia, por ejemplo, un electrodo de retorno, que puede comprender un contacto conductor de gran superficie conectado a una porción externa del cuerpo del paciente. La configuración se ha descrito en artículos, como por ejemplo un artículo de investigación de Cosman et al. titulado "Theoretical aspects of radiofrequency lesions in the dorsal root entry zone", Neurosurgery, Diciembre 1984, Vol. 15, Nº 6, pp 945950, y un artículo de investigación de Goldberg et ”l. titulado “Tissue ablation with radiofrequency: effectibe probe size, gauge, duration, and temperature and lesion volume”, Acad Radio, 1995, Vol. 2, Nº 5, pp 399-404. Generadores de lesiones y sistemas de electrodos de radiofrecuencia como los descritos en estos documentos están disponibles comercialmente por Valleylab, ubicado en Boulder, Colorado.

Para agrandar volúmenes de ablación, se han propuesto electrodos con puntas conductoras curvadas. Dichas puntas se inyectan desde un electrodo cilíndrico ubicado junto el volumen de tejido deseado u objetivo para producir un arco curvado y fuera del eje dentro del tejido deseado u objetivo. De este modo, se pueden producir volúmenes de ablación fuera de eje lejos del eje central de la cánula insertada. Las lesiones fuera del eje producidas por estos electrodos de radiofrecuencia fuera de eje agrandan el volumen de la lesión lejos de una punta de electrodo expuesta y axialmente cilíndrica. Un ejemplo de este tipo de electrodo fuera de eje es el Electrodo para Hipofisectomía de Zervas, disponible en la compañía Radionics, Inc., situada en Burlington, Mass. Otro ejemplo de este tipo de electrodo fuera de eje es electrodo fuera de eje múltiple de emisión lateral fabricado por Radiotherapeutics, ubicado en Muntainview, Calif. Los elementos de electrodo múltiple se disponen según arcos curvados en varios ángulos azimutales. Al constituir un paraguas de extensiones de punta fuera de eje en varios ángulos azimutales con relación a una cánula insertada central, se puede producir un volumen de lesión agrandado. Posteriormente se describen las desventajas relativas a formas de ablación por calor irregulares y a grandes tamaños de cánula central.

También, se han insertado pares de electrodos en el cuerpo según una configuración bipolar, típicamente en pares paralelos unos junto a otros. Ejemplos de tales configuraciones bipolares están disponibles de la compañía Elekta AB, situada en Estocolmo, Suecia. En dichas configuraciones bipolares, un electrodo sirve como una fuente y el otro como un sumidero para la corriente de radiofrecuencia del generador RF. En otras palabras, un electrodo se dispone con un voltaje opuesto (polo) que el otro, de modo que la corriente del generador de radiofrecuencia va directamente desde un electrodo al otro. El objetivo principal de una disposición de electrodos bipolar es asegurar volúmenes de ablación por calor más localizados y pequeños. Con tales configuraciones, el volumen de ablación se restringe a la región entre los electrodos bipolares.

La hipertermia es un método de calentar tejido, que contiene un tumor canceroso, hasta niveles térmicos no letales, típicamente menores de 45 grados centígrados combinado con irradiación del tejido con rayos. Dicha aplicación de calentamiento leve no letal con irradiación con rayos X acelera la destrucción de células cancerosas a la vez que evita que las células normales mueran. Para la hipertermia, se implantan en los tumores múltiples conjuntos de electrodos de alta frecuencia. Los electrodos se disponen típicamente de modo disperso abarcando todo el volumen del tumor para cubrir el volumen del tumor con un calor uniforme, que está por debajo del nivel letal de 45 grados. Se aplica secuencialmente a los electrodos un voltaje de alta frecuencia de modo que cada electrodo calienta secuencialmente su tejido circundante y luego se apaga. A continuación, el siguiente electrodo hace lo mismo según una sucesión temporal. Esta secuencia de aplicar un voltaje cíclico a los electrodos continúa a una frecuencia prescrita y durante un período de tiempo que oscila entre minutos y horas. El objetivo principal de la hipertermia no es extirpar tumores mediante la destrucción del tumor canceroso por un gran aumento de la temperatura. Por el contrario, su objetivo es evitar temperaturas mayores de 45º en cualquier lugar del volumen de tratamiento. El artículo de Melvin A. Astrahan titulado "A localized current field hypertermia system for use with 192-iridium interstitial implants", de Medical Physics, 9(3), Mayo/Junio 1982, describe la técnica de la hipertermia con radiofrecuencia.

Goldberg et al., en su artículo mencionado anteriormente, ha propuesto electrodos con puntas conductoras refrigeradas. Con la refrigeración, las puntas de los electrodos producen volúmenes de lesión mayores mediante electrodos de radiofrecuencia, que no están refrigerados.

Los sistemas de electrodos descritos anteriormente están limitados por el tamaño práctico de los volúmenes de las lesiones que producen. Por ejemplo, electrodos cilíndricos simples estándar, con puntas refrigeradas según se ha descrito arriba, producen volúmenes de lesión de hasta 3 a 4 cm de diámetro en tejido vivo como el hígado utilizando cánulas de 1 a 2 mm de diámetro y una punta expuesta de una longitud de varios centímetros. Las lesiones en sombrilla producidas por puntas expuestas múltiples emergentes lateralmente también tienen tamaños de un volumen de 3 a 4 cm de diámetro. Un grave inconveniente de los electrodos múltiples de salida lateral es que producen hemorragias debido a las múltiples pasadas de los electrodos de salida lateral cerca de la cánula central. También, en la periferia de dichas lesiones de electrodos de emisión lateral, irregularidades y ondulaciones en la forma de la lesión e inhomogeneidades en la temperatura alrededor de las puntas de los electrodos de emisión lateral producen puntos calientes y fríos en el volumen de la lesión. Estos pueden provocar ebullición y la carbonización local de tejidos con consecuencias impredecibles y peligrosas. Por ejemplo, consideremos un tumor grande de aproximadamente 3 a 4 cm de diámetro en el hígado. En este ejemplo, existe además el riesgo de que dichas ondulaciones y variaciones en la forma de la periferia de la zona de ablación por calor provoquen que algunas porciones del tumor canceroso no queden afectadas por la ablación por calor, lo cual, por supuesto, podría resultar en un crecimiento continuado del tumor y la progresión del cáncer. Además, una única cánula central, que tiene una o más puntas de electrodos de emisión de radiofrecuencia tiene un diámetro que aumenta con el número de puntas de radiofrecuencia que emergen de ella. Cuando el diámetro de dicha cánula central alcanza los 3 a 4 mm, existe la desventaja de un riesgo mayor de hemorragia y/o gran dolor o incomodidad del paciente durante la inserción de la gran cánula central en el tejido.

Por tanto, es necesaria una configuración de electrodos de radiofrecuencia que pueda conseguir volúmenes de ablación en el rango de 4 a 6 cm de diámetro o más con el objeto de tratar adecuadamente grandes tumores cancerosos en el cuerpo, para destruir de forma efectiva el tumor y combatir la propagación de las células cancerosas. Además, es necesario que dicho sistema de electrodos tenga una geometría simple, un bajo número de inserciones en el tejido, una planificación simple de la ubicación de la aguja, y una planificación simple de la geometría y distribución de la ablación por calor. Adicionalmente, es deseable un sistema de electrodos que se pueda insertar fácilmente en un órgano o a través de la piel con un mínimo riesgo de hemorragia o incomodidad por el paciente. Un sistema y método de electrodos que produzca las mínimas inhomogeneidades en la lesión para evitar complicaciones de ebullición y carbonización, y que evite no tratar colonias periféricas de células cancerosas en un tumor irregular no es sólo deseable, sino necesario. COMPENDIO

La invención está definida por la reivindicación 1 adjunta. El sistema electroquirúrgico de la presente descripción permite el uso de múltiples electrodos de pequeño diámetro en lugar de un único electrodo de diámetro grande, minimizándose así el riesgo de hemorragia. Además, al emplear múltiples electrodos, el sistema electroquirúrgico puede extirpar volúmenes de diferentes tamaños y formas.

Según otra realización, el mecanismo de conmutación comprende una pluralidad correspondiente de dispositivos de conmutación ópticos.

En otra realización, al menos uno de los circuitos de restricción de corriente incluye un conmutador configurado para dirigir el flujo de energía RF, una pluralidad de dispositivos de restricción de corriente configurados para restringir la energía RF cuando el conmutador está dispuesto en una primera posición y para no restringir la energía RF cuando el conmutador está dispuesto en una segunda posición, donde el mecanismo de conmutación está ópticamente acoplado al conmutador y el mecanismo de conmutación selecciona entre dicha primera posición y dicha segunda posición del interruptor.

En otra realización más, los diodos se emplean como dispositivos de restricción de corriente.

En otra realización más, la pluralidad de diodos está dispuesta según una configuración en Puente-H que incluye un conmutador y donde la energía RF es transmitida cuando el conmutador está cerrado.

En otra realización, el conmutador es un transistor.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

Las ventajas, características y aspectos descritos arriba, así como otros adicionales de la presente descripción serán más evidentes a la luz de la siguiente descripción detallada tomada en conjunto con los dibujos adjuntos, en los que:

La FIG. 1 muestra esquemáticamente múltiples electrodos de radiofrecuencia (RF) posicionados en el órgano de un paciente para producir la ablación por calor de un área de tejido objetivo de acuerdo con un sistema electroquirúrgico de la presente invención;

La FIG. 2 es un diagrama esquemático de un generador electroquirúrgico de acuerdo con la presente descripción;

La FIG. 2A es un diagrama esquemático del mecanismo de conmutación mostrado en el generador electroquirúrgico de la FIG. 1;

La FIG. 2B es un diagrama esquemático de un mecanismo de acoplamiento para acoplar el mecanismo de conmutación de la FIG. 2A a un electrodo sin energía RF transmitida al lugar del tejido;

La FIG. 2C es un diagrama esquemático de un mecanismo de acoplamiento para acoplar el mecanismo de conmutación de la FIG. 2A a un electrodo con energía RF transmitida al lugar del tejido;

La FIG. 3 es un diagrama de flujo que ilustra el funcionamiento del sistema electroquirúrgico;

La FIG. 4 es un diagrama de flujo que ilustra un procedimiento de ablación de acuerdo con la presente descripción;

La FIG. 4A un diagrama de flujo que ilustra una rutina de conmutación de canal de acuerdo con la presente invención;

La FIG. 5 es un diagrama de flujo que ilustra un procedimiento de cauterización de acuerdo con la presente invención; y

La FIG. 6 ilustra una vista parcial en sección que ilustra la extracción de un electrodo simple durante un procedimiento de cauterización de acuerdo con la presente invención. DESCRIPCIÓN DETALLADA

A continuación se describen en este documento algunas realizaciones de la presente descripción haciendo referencia a los dibujos adjuntos. En la siguiente descripción, no se describen en detalle funciones o construcciones bien conocidas para evitar que un excesivo detalle haga la descripción poco clara.

Haciendo referencia ahora a la FIG. 1, se ilustra de manera general una realización del sistema electroquirúrgico con múltiples electrodos de acuerdo con la presente descripción a la que se hace referencia por la letra E. El sistema E electroquirúrgico comprende una pluralidad de electrodos 101, 102, 103 que están insertados en un órgano OR, que pueden representar cualquier órgano en un cuerpo humano. Sus puntas distales 104, 105 y 106, respectivamente, no están aisladas y están expuestas, es decir, conducen, de modo que las corrientes eléctricas inducen calentamiento dentro del tejido u órgano OR. Un volumen de tejido T objetivo se muestra en una vista en sección, y puede representar, por ejemplo, un tumor u otra anormalidad en un cuerpo humano.

Los electrodos 101, 102, 103 están individualmente acoplados por alambres o cables 110, 111, 112, según se muestra, al generador 100. El generador 100 incluirá un tipo de generador 116 de radiofrecuencia o alta frecuencia para generar energía electroquirúrgica que se aplica al órgano. El generador 100 tiene elementos de control, por ejemplo un controlador, ilustrados en general mediante el bloque 117, que puede, por ejemplo, conmutar la potencia de radiofrecuencia secuencialmente a cada uno de los electrodos, aumentar la salida de potencia de radiofrecuencia a los electrodos, controlar la temperatura cuando los electrodos o sensores satélite comprenden sensores de temperatura, monitorizar o controlar la impedancia, potencia, corriente, voltaje, u otros parámetros de salida. El generador 100 puede incluir una pantalla, ilustrada mediante el bloque 118, incluida en el mismo o como un sistema separado, para mostrar parámetros de calentamiento como la temperatura para uno o más de los electrodos, impedancia, potencia, corriente o voltaje de la salida de radiofrecuencia. Dichas lecturas de pantalla individuales se ilustran mediante las letras de referencia R1,…, a RN y generalmente corresponden al número de electrodos asociados al sistema.

Se apreciará que la fuente 116 de energía, el controlador 117 y la pantalla 118 se pueden disponer en una única carcasa o implementar como componentes separados. Por ejemplo, en una realización, el controlador 117 puede ser un componente separado adaptado para recibir un único voltaje constante de una fuente de alimentación donde el controlador varía los parámetros de la energía para obtener una salida deseada.

Un electrodo 119 de referencia, por ejemplo un electrodo de retorno, también se muestra, y puede estar situado en contacto con la piel de un paciente o la superficie externa del órgano OR con una conexión 120 al generador 100. En una realización, sirve como un camino para la corriente de retorno desde el generador 100 a través de los electrodos 101, 102 y 103.

Los electrodos 101, 102 y 103 de acuerdo con una realización ejemplar comprenden vástagos rígidos que pueden ser fácilmente introducidos en el tejido del cuerpo. Terminan en puntas 107 afiladas penetradoras de tejido en los extremos 106 de los electrodos. Tienen una porción de su superficie externa de vástago de material aislado indicada por las áreas marcadas con línea discontinua en los electrodos 101, 102 y 103. Las puntas distales de cada electrodo referidas por 104, 105 y 106 comprenden metal conductor y están conectadas a través de los vástagos 101, 102 y 103 al cable 110, 111, 112 de conexión respectivamente, y de este modo a la fuente 100 de salida del generador.

De acuerdo con la presente descripción y con la ilustración de la FIG. 1, los electrodos 101, 102 y 103 pueden ubicarse en un único objetivo, por ejemplo, un tumor. El efecto de calentamiento de los múltiples electrodos es similar al conseguido por un único electrodo grande. Los electrodos 101, 102 y 103 individuales provocan menos trauma y no provocan hemorragias cuando penetran en el órgano OR debido a su menor tamaño. Aún así, cuando se conectan a una fuente de voltaje de radiofrecuencia, el efecto es el de un electrodo mucho mayor. De este modo, se pueden conseguir mayores volúmenes de calentamiento, y por tanto también tamaños de ablación.

Como ilustración, en la FIG. 1 el volumen objetivo se representa mediante una vista en sección marcada con la línea T. Consideremos que se desea extirpar la región T objetivo sumiéndola totalmente en un volumen con una elevación térmica letal. El área T objetivo puede ser, por ejemplo, un tumor que ha sido detectado por un escáner 130 de imágenes. Se pueden utilizar escáneres de imágenes CT, MRI o ultrasónicas, transfiriendo las imágenes a un ordenador 126. Como ejemplo alternativo, se puede disponer un cabezal 115 de escáner ultrasónico en contacto con el OR para proporcionar una imagen ilustrada por las líneas 115A. Un procesador 115B de datos puede conectarse a dispositivos de visualización para visualizar el tumor T y/o la zona 108 de ablación en tiempo real durante el procedimiento de ablación. La representación en imágenes del escáner puede mostrarse en la unidad 121 de visualización, que puede, por ejemplo, ser una pantalla CRT. Se pueden representar rodajas a través del órgano OR en la ventana 122 para representar el tamaño y posición del volumen T objetivo. La ubicación de los electrodos 101, 102 y 103 puede ser predeterminada basándose en dichos datos de las imágenes determinadas interactivamente por el escaneo en tiempo real del órgano OR. Los electrodos se pueden insertar en el tejido mediante una técnica manual utilizando una guía con bloque de guías con varios orificios, o bien mediante un marco estereotáctico

o guías sin marco. Una guía estereotáctica se muestra esquemáticamente mediante el elemento 114. Los orificios guía, como el 114A para el electrodo 101, lo dirigen a la posición objetivo deseada basándose en los datos de las imágenes.

De acuerdo con la presente descripción, los electrodos 101, 102 y 103 se activan independientemente mediante energía de radiofrecuencia del generador 100. Por tanto, se comportarán como un electrodo más grande. Sus posiciones y orientaciones relativas permiten conseguir tamaños y formas positivos de volúmenes de ablación diferentes de los que se podrían conseguir utilizando un único electrodo de mayor tamaño. Por ejemplo, en la FIG. 1 la línea discontinua representa la isoterma de ablación en una vista en sección a través del órgano OR. Dicha isoterma de ablación puede ser la superficie con temperaturas de aproximadamente 50 grados o más. Ese rango de temperaturas sostenido aproximadamente durante 30 segundos hasta unos minutos, provoca la muerte o ablación de las células de tejido, según el artículo de Cosman, et al. mencionado anteriormente. El tamaño y forma del volumen de ablación ilustrado por la línea discontinua 108 puede, en consecuencia, ser controlado mediante la configuración y/o ubicación de los electrodos individuales, la geometría de las puntas 104, 105 y 106 expuestas, la cantidad de potencia RF aplicada, la duración temporal durante la cual se aplica la potencia, la refrigeración de los electrodos, y otros.

En cada uno de los ejemplos, también, los electrodos pueden refrigerarse mediante un refrigerante, como una solución salina circulante a baja temperatura por su interior. Un suministro 132 de refrigerante proporcionará refrigerante al electrodo a través de la conexión 133, por ejemplo un tubo. El refrigerante circulará entre los electrodos y bien retornará al suministro de refrigerante o bien se descargará a través de la conexión 134. Tales electrodos se describen en la patente US 6,506,189 titulada “Cool-tip electrode thermosurgery system”, de Rittman, III et al., el 14 de enero de 2003. De este modo, los múltiples electrodos constituyen una estructura de radiofrecuencia refrigerada que es efectivamente más grande. Con adaptaciones, se puede conseguir una ablación por radiofrecuencia mucho mayor. También se pueden implementar pluralidades de conjuntos de electrodos para conseguir otras geometrías

o ventajas clínicas. Los conjuntos de electrodos se describen en la patente US 6,530,922 titulada "Cluster ablation electrode system", de Cosman et al., del 11 de marzo de 2003.

El uso de una pluralidad de N electrodos aumenta el área global de punta conductora expuesta mediante el cual se envía la corriente RF para el calentamiento del tejido. Esto aumenta la potencia de calentamiento que se puede suministrar, y por tanto aumenta el tamaño del volumen de ablación posible. Además, la capacidad de refrigeración de una pluralidad de N electrodos también aumenta a medida que aumenta el número N. Aumentar el número de electrodos aumenta la superficie de refrigeración cerca de los electrodos. Por tanto, el efecto de pozo térmico de una pluralidad de electrodos es mayor que el efecto de pozo térmico de un único elemento de electrodo. Esto permite que el tamaño de la lesión se expanda de forma correspondiente.

Una ventaja de una pluralidad de electrodos más pequeños contra la inserción de un único electrodo grande es que los electrodos más pequeños producirán una menor probabilidad de hemorragia. La disposición de su geometría también se puede adaptar a la aplicación clínica. La inserción de varios electrodos pequeños es menos dolorosa, incómoda y produce menos riesgos que la inserción de un electrodo de radiofrecuencia grande equivalente. Por ejemplo, la inserción de un grupo 18 de varios instrumentos o electrodos de radiofrecuencia afilados de 1,25 mm de diámetro en el hígado produce un riesgo muy bajo de hemorragia y pequeñas molestias. La inserción percutánea de un electrodo único equivalente pero mucho más grande, que puede tener un diámetro de, por ejemplo, 0,25’’ o 6,4 mm, podría tener un mayor riesgo de hemorragia y sería muy molesto para el paciente.

Haciendo referencia a la FIG. 2, se muestra un diagrama esquemático del generador 100 de la presente descripción. El generador 100 incluye una fuente 216 de radiofrecuencia para suministrar energía RF y un controlador 217 para controlar el suministro de energía RF a los múltiples electrodos, el funcionamiento del suministro de refrigerante y para mostrar e introducir parámetros de control. A modo de ejemplo, la fuente 216 RF puede ser un generador de frecuencia con una frecuencia de entre aproximadamente 100 kilo hercios hasta varios cientos de mega hercios. Un ejemplo de tal generador es el generador de lesiones disponible en Valleylab de Boulder, Co. Puede tener una potencia de salida que varía desde varios vatios hasta varios cientos de vatios, dependiendo de la aplicación clínica.

El controlador 217 incluye un mecanismo 240 de conmutación que incluye una pluralidad de canales de salida RF_SW_1, RF_SW_2, RF_SW_3 para suministrar individualmente energía RF a los múltiples electrodos 201, 202, 203. El mecanismo 240 de conmutación incluye además una carga 272 interna para disipar energía RF en ciertas situaciones cuando cualquiera de la pluralidad de electrodos no se puede activar. El control del mecanismo de conmutación se consigue por medio del circuito 242 de temporización, que está programado con instrucciones ejecutables para conmutar la salida de energía RF entre la pluralidad de canales o la carga interna, describiéndose la secuencia con detalle más abajo con relación a las FIGS. 4 y 4A. El controlador 217 incluye además circuitería 244 de detección V/I para transmitir la energía RF desde la fuente 216 RF al mecanismo 240 de conmutación y para medir la corriente y voltaje suministrado a un electrodo activo de los múltiples electrodos. La circuitería 244 de detección V/I enviará los valores medidos de corriente y voltaje, por ejemplo I_RMS_OUT, V_RMS_OUT, al módulo 246, que puede ser un convertidor analógico-a-digital. Los valores digitales de la corriente y el voltaje se enviarán entonces al módulo 248 para calcular la impedancia y potencia en el electrodo activo, que además se utilizará para controlar la salida de energía RF según se describirá más abajo.

Haciendo referencia a la FIG. 2A, se ilustra un diagrama detallado esquemático del mecanismo 240 de conmutación y la circuitería 244 de detección V/I. El mecanismo 240 de conmutación incluye una pluralidad de canales de salida para suministrar energía RF a un electrodo acoplado al canal. La circuitería CH_1, CH_2, CH_3 y CH_4 para cada canal es sustancialmente idéntica, y por tanto, sólo se describirá con detalle un canal CH_1. Cuando el controlador determina que se debe activar el canal 1, se enviará una señal digital alta al terminal CH_1. El comparador U1-A enviará entonces una señal digital alta al búfer U1-B, que activará el dispositivo 274 electro-óptico. Un ejemplo de tal dispositivo electro-óptico es el aislador fotovoltaico, parte PVI5033R comercialmente disponible de International Rectifier de El Segundo, CA. El dispositivo 274 electro-óptico, a su vez, activará la circuitería 276 de acoplamiento para acoplar la energía RF, suministrada vía el punto de conexión RF_CT_ACTIVE, a un electrodo acoplado vía el canal de salida RF_SW_1. A diferencia de los medios de conmutación electro-mecánicos convencionales, por ejemplo, un relé, los medios 274 de conmutación electro-ópticos requieren menos volumen, proporcionando una ventaja de tamaño al reducir los requerimientos de espacio, proporcionan unos medios más rápidos para la conmutación de la energía RF, y aumentan la fiabilidad al eliminar el método de conmutador frío requerido por los medios electro-mecánicos.

Los canales 1, 2 y 3 suministran energía RF al electrodo activo mientras que el canal 4 alimenta una carga 272 interna que disipa energía RF en ciertas situaciones cuando no se puede activar un electrodo activo.

La circuitería 276 de acoplamiento se muestra en una forma más simplificada en las FIGS. 2B y 2C para facilitar la explicación de los principios de la descripción. La circuitería 276 de acoplamiento incluye una pluralidad de diodos D1,D2, D3 y D4 dispuestos según una disposición de puente en H con un conmutador SW1 dispuesto a través del puente. Preferiblemente, el conmutador SW1 es un transistor como se muestra en la FIG. 2A, configurado utilizando un MOSFET de potencia, por ejemplo el IRFBA22N50A, disponible comercialmente de International Rectifier de El Segundo, CA. Como se describirá, cuando el conmutador SW1 está abierto, los diodos bloquearán el flujo de corriente al electrodo acoplado y, cuando el conmutador SW1 está cerrado, la corriente pasará hacia el electrodo acoplado. La corriente RF, por ejemplo RFIN, consiste en energía eléctrica que fluye en primer lugar en una dirección, y luego en la otra, designado como direcciones directa e inversa en esta descripción. Según se ilustra en la FIG. 2B, la energía RF suministrada tiene esencialmente una forma de onda sinusoidal, donde cuando la onda está en la región positiva, el flujo de corriente se bloquea en la dirección directa, y cuando la onda está en la región negativa, el flujo de corriente se bloquea en la dirección inversa. Por tanto, según se muestra en la FIG. 2B, cuando el conmutador SW1 está abierto, el flujo de corriente está bloqueado tanto en la dirección directa como inversa. La corriente no fluirá a través del diodo D1 con un valor positivo de la onda sinusoidal, debido a la acción de bloqueo inverso del diodo D2. De forma similar, la corriente no fluirá a través del diodo D3 con un valor negativo de la forma de onda sinusoidal, debido a la acción de bloqueo inverso del diodo D4. Como un resultado de que el conmutador SW1 esté abierto, la energía RF es por tanto bloqueada y no llegará al electrodo conectado. Por tanto, la disposición de puente en H de los diodos bloqueará el flujo de la corriente en ambas direcciones cuando el conmutador SW1 está abierto.

Cuando se debe aplicar la energía al electrodo conectado, el dispositivo 274 electro-óptico se activará, aplicando una polarización al conmutador SW1 que lo cierra, como se ilustra en la FIG. 2C. Para el flujo de corriente directo, el diodo D1 está polarizado directamente, es decir, ON, y la corriente fluye a través del conmutador SW1 y a través del diodo D4, que también está ON. Cuando la dirección de la corriente se invierte, los diodos D1 y D4 están polarizados en OFF y los diodos D2 y D3 están polarizados en ON, permitiendo el flujo de la corriente. Por tanto, como resultado de que el conmutador SW1 esté cerrado, la energía RF y la corriente fluirán hacia el electrodo conectado independientemente de la dirección de la corriente.

El mecanismo 240 de conmutación proporciona unos medios más eficientes para suministrar energía RF a entornos clínicos para aplicaciones de suministro conmutado de RF en tiempo real. El mecanismo 240 de conmutación produce menos pérdida de potencia debido al uso de componentes pasivos, por ejemplo, los diodos D1-D4, para dirigir el flujo de energía RF, y un dispositivo conmutado activo para cambiar la energía RF a ON u OFF en el circuito 276 de acoplamiento. Las técnicas convencionales en tiempo real para conmutar la energía RF utilizan una pluralidad de dispositivos de potencia, por ejemplo, FETs de potencia, para conmutar de forma activa la frecuencia RF fundamental. Como resultado, la técnica de conmutación convencional disipa más potencia debido a mayores pérdidas por conmutación y transmite menos potencia al tejido.

La técnica de conmutación electro-óptica de la presente descripción, en aplicaciones conmutadas de tiempo real, proporciona mayores medios de aislamiento, por ejemplo, menores fugas, entre la fuente RF y la conexión al paciente en el lugar del tejido. Al proporcionar un dispositivo electro-óptico, se establece intrínsecamente al dispositivo electro-óptico un aislamiento de baja capacitancia fija y altamente dieléctrica, debido al tipo de sustrato del dispositivo electro-óptico. Esto evita un camino con muchas fugas, que depende de la frecuencia RF a la tierra de protección. Convencionalmente, las mayores fugas se deben al dispositivo FET de potencia magnéticamente acoplado y a la capacidad miller asociada del dispositivo FET de potencia, que presenta un acoplamiento con fugas RF con los FETs. Es más, la conmutación electro-óptica resulta en unas menores fugas que las que se producirían normalmente a través de un relé.

El dispositivo 274 electro-óptico, junto con la circuitería 244 de detección V/I, proporciona una barrera de aislamiento conectable al paciente desde el retorno de la tierra de protección de la fuente RF para evitar un daño potencial al paciente al alternar ubicaciones de quemaduras debido a fugas RF.

Haciendo de nuevo referencia a la FIG. 2, se empleará el temporizador 250 para medir la duración de la salida de activación RF para cada canal y para medir el tiempo total del proceso.

El controlador 217 incluirá también una fuente 252 de alimentación para suministrar potencia a los diferentes componentes del controlador 217; al menos un panel 254 de temperaturas para determinar la temperatura en una punta de un electrodo cuando el electrodo incluye un sensor de temperatura como un termopar; u puerto 256 serie para acoplar el controlador 217 a un ordenador para descargar valores del controlador 217 o para reprogramar el controlador 217; y un mecanismo 258 de control de bomba, por ejemplo un relé, para controlar el flujo desde un suministro de refrigerante cuando se emplea un electrodo con punta refrigerada. Además, el controlador 217 incluye una pluralidad de dispositivos 260, 262, 265, 266, 268 de entrada y salida para introducir parámetros relativos a un procedimiento predeterminado y para mostrar valores medidos durante el procedimiento, por ejemplo, temperatura, corriente, voltaje, tiempo de procedimiento, etc.

Una serie E(N) de N electrodos 201, 202, 203 se muestra insertada en el órgano o elemento del cuerpo OR y acoplada al mecanismo 240 de conmutación. Estos electrodos pueden ser, por ejemplo, vástagos metálicos con una porción aislada excepto por una punta distal expuesta, como se ha descrito arriba. Pueden tener puntas afiladas auto-penetrantes o capaces de rasgar el tejido. Los electrodos individuales pueden o no tener puntas afiladas capaces de rasgar el tejido, según requiera la necesidad y técnica clínica empleada. Por ejemplo, en el cerebro, un electrodo redondeado con punta de bordes suaves penetrará el tejido del cerebro y podría provocar menor riesgo de hemorragia debido a la penetración de vasos sanguíneos. Para la inserción percutánea, se podrían utilizar electrodos afilados o cánulas de guía afiladas seguidas por electrodos de punta redondeada para satisfacer los requerimientos de la técnica clínica.

Cada electrodo 201, 202, 203 está acoplado individualmente, por medio de los cables 210, 211, 212 respectivamente, a un canal de salida de un mecanismo 240 de conmutación. Se muestra un electrodo 219 de área de referencia en contacto con una superficie del órgano OR. Está conectado mediante el elemento 220 al controlador 217, que puede actuar para devolver corriente de radiofrecuencia al generador 216 de potencia o fluido de refrigeración si el electrodo 219 de área es también de tipo refrigerado.

Dicha configuración puede ser clínicamente útil si se debe extirpar un gran volumen o bloque de tejido. Por ejemplo, si los electrodos 201, 202, 203 se insertan aproximadamente en paralelo en un órgano como el hígado, y un electrodo de referencia como el 219 es un electrodo de placa ubicado en la superficie del hígado aproximadamente paralelo al conjunto E(N) de electrodos, entonces se consigue una configuración de electrodos en "placa paralela". En ese caso, se puede inducir un volumen de ablación por calentamiento relativamente uniforme y grande entre el conjunto de electrodos E(N) y el electrodo 219 de placas. Dentro de ese volumen, un tumor canceroso u otra anormalidad del tejido que se desee extirpar sería completamente destruido. Se pueden utilizar variaciones en la ubicación y geometría de los electrodos, como paralelos o no paralelos, para crear cambios en la forma del volumen de ablación según sean los requerimientos clínicos. La inserción de electrodos desde diferentes direcciones puede ayudar a evitar estructuras anatómicas críticas u obstrucciones, mientras que al mismo tiempo incrementa el número de elementos de electrodo para conseguir el tamaño de lesión deseado. Variaciones en el grado de la punta conductora expuesta de los elementos de electrodo pueden variar de acuerdo con la ubicación clínica objetivo.

La FIG. 3 ilustra el funcionamiento del sistema electroquirúrgico utilizando múltiples electrodos, como se muestra en la FIG. 2, de acuerdo con una realización de la presente descripción. Al principio, dependiendo de las condiciones o requisitos clínicos, el médico selecciona una configuración apropiada o deseada de los múltiples electrodos (paso 302). En esta etapa, el médico tiene en consideración los siguientes factores, que se detallan a modo de ejemplo: (a) el número de electrodos; (b) su geometría relativa, tamaños individuales de los electrodos y puntas expuestas; (c) si se desea que los electrodos formen un conjunto predeterminado o tamaños y configuraciones individuales para la ubicación individual dentro del órgano; (d) la determinación acerca de si se desean electrodos refrigerados o no-refrigerados. El paso 302 también puede representar los pasos de procesar datos de imagen escaneados mediante un escáner CT, MR, de ultrasonidos o de cualquier otro tipo para determinar la posición de un volumen objetivo, como un tumor dentro del cuerpo del paciente y el método, ubicación, tamaño y número de electrodos deseados. Esto se puede realizar en una estación de trabajo con capacidad gráfica utilizando gráficos en 3D y métodos y orientación estereotácticos, como se ilustra en los sistemas de planificación de tratamiento XKnife, StereoPlan, o Seed de Radionics, Inc., de Burlington, Mass.

El posicionamiento estereotáctico de los múltiples electrodos puede ser preplanificado en la estación de trabajo. Las isotermas de calor y el volumen de ablación y el desarrollo temporal de la ablación se pueden calcular y mostrar por medio de la estación base como parte de la pre-planificación. Basándose en información clínica o empírica, el médico puede determinar en la operación 302 la potencia que se desea suministrar al tejido, la temperatura medida por el electrodo o medida en otro lugar del tejido por los electrodos satélites de medida de temperatura, la duración temporal deseada del calentamiento por radiofrecuencia, y las características de la impedancia, para determinar los momentos de corte y el control contra la ebullición, carbonización y otros efectos desfavorables. Esto se puede hacer como una pre-planificación utilizando gráficos 3D por ordenador de todo el proceso de calentamiento.

El paso de insertar los múltiples electrodos se representa por medio del paso 304 en la FIG. 3. Los electrodos se pueden disponer individualmente o conjuntamente dentro del tejido corporal, según se ha descrito con anterioridad. Se pueden utilizar imágenes en tiempo real, como ultrasonidos, MRI o CT, durante la colocación de los electrodos para determinar su posición adecuada dentro de un volumen de tejido objetivo. Los electrodos se insertan hasta una profundidad deseada durante este paso.

En el paso 306, el médico seleccionará el modo de ablación y el temporizador del proceso se pondrá a cero. En el paso 307, el controlador 217 activará el control 258 de bomba para proporcionar refrigeración a los electrodos. Preferiblemente, los electrodos están "conectados" en serie, ya que el refrigerante fluye desde el suministro de refrigerante a través del primer electrodo hasta el segundo electrodo y hasta el tercer electrodo; después bien se descarga o bien fluye de vuelta al suministro. El proceso de ablación no empezará hasta que todos los electrodos seleccionados estén por debajo de un límite predeterminado, por ejemplo, 20 ºC. Este límite de temperatura predeterminado puede ser modificable por el usuario o bien seleccionado por el controlador basándose en el tipo de tejido, procedimiento seleccionado, etc.

El controlador 217 envía secuencialmente la potencia a través de cada canal seleccionado del mecanismo 240 de conmutación para determinar si hay un electrodo conectado al canal (paso 308). Aquí, el controlador 217 aplicará un pulso de potencia RF durante aproximadamente 600 ms al primer canal seleccionado. Si la impedancia medida está por debajo de un límite predeterminado, el mecanismo de control confirmará que un electrodo está conectado y repetirá el proceso para el siguiente canal seleccionado.

A continuación, el controlador 217 determinará una impedancia de base para cada electrodo conectado (paso 310). El controlador 217 aplicará potencia al primer canal seleccionado durante aproximadamente 30 segundos y almacenará el menor valor de impedancia medida en los primeros 10 segundos como la impedancia de base para ese canal. Preferiblemente, el controlador 217 promediará cada 10 datos puntuales de impedancia durante el período de 10 segundos y almacenará la media más baja como la impedancia de base. Después de 30 segundos, el controlador 217 se moverá al siguiente canal seleccionado y repetirá el proceso para determinar la impedancia de base. El controlador 217 se moverá a través de todos los canales seleccionados hasta que se haya determinado una impedancia de base para todos los canales.

Una vez que todos los electrodos seleccionados están por debajo del límite de temperatura predeterminado, el proceso de ablación comenzará y el controlador 217 conmutará la potencia RF entre los canales seleccionados de acuerdo con los algoritmos ilustrados en las FIGS. 4 y 4A (paso 314). Haciendo referencia a la FIG. 4, el controlador 217 aplicará potencia a un primer canal seleccionado, por ejemplo, RF_SW_1, para activar el primer electrodo 201 (paso 402). El módulo 248 determinará la impedancia en el electrodo 244 y el controlador 217 comparará la impedancia medida con una impedancia de corte para el canal seleccionado (paso 404). La impedancia de corte estará basada en la impedancia de base medida para el canal seleccionado. Si la impedancia de base es menor que 100 ohmios, la impedancia de corte se establecerá en la impedancia de base más un diferencial de impedancia, por ejemplo, 30 ohmios. Si la impedancia de base es mayor de 100 ohmios, la impedancia de corte se establecerá en la impedancia de base más el 30 por ciento de la impedancia de base medida. Si la impedancia instantánea medida en el electrodo seleccionado es mayor que la impedancia de corte, por ejemplo, una condición de sobre-impedancia, el controlador 217 cargará la rutina de conmutación de canal para determinar si se debería aplicar potencia al siguiente canal o a la carga 272 interna (paso 406).

Haciendo referencia a la FIG. 4A, la conmutación entre electrodos dependerá de cuántos electrodos se seleccionan para el procedimiento. Cada electrodo empleado en el procedimiento tendrá un tiempo de apagado a continuación de un período de activación. El mínimo tiempo de apagado para cada electrodo será igual que un período de tiempo predeterminado, por ejemplo 15 segundos, dividido por el número de electrodos seleccionados. Por tanto, en el paso 440, si se selecciona un canal para el procedimiento, el controlador 217 determinará si el tiempo de apagado para el canal actual es mayor o igual que 15 segundos. Si el tiempo de apagado para el canal actual es mayor o igual que 15 segundos (paso 442), se aplicará energía al canal actual seleccionado y el tiempo de encendido para el canal actual se pondrá a cero (paso 444), y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4. Si el tiempo de apagado para el canal actual es menor que 15 segundos, el controlador 217 alimentará la carga interna (paso 446) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4. Si se seleccionan dos canales (paso 450), el controlador 217 determinará si el tiempo de apagado para el otro canal es mayor o igual que 7,5 segundos. Si el tiempo de apagado para el otro canal es mayor o igual que 7,5 segundos (paso 452), se aplicará energía al otro canal seleccionado (paso 454) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4. Si el tiempo de apagado para el canal actual es menor de 7,5 segundos, el controlador 217 alimentará la carga interna (paso 456) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4.

Si se seleccionan tres canales para el proceso de ablación, el controlador 217 determinará si el tiempo de apagado del siguiente canal en la secuencia es mayor o igual a 5 segundos (paso 460). Si el tiempo de apagado para el siguiente canal en la secuencia es mayor que 5 segundos, el controlador 217 seleccionará y aplicará energía al siguiente canal (paso 462) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4. Si el tiempo de apagado para el siguiente canal es menor de 5 segundos, el controlador 217 determinará si el tiempo de apagado para el siguiente canal más uno en la secuencia de canales seleccionados (paso 464). Si el tiempo de apagado para el siguiente canal más uno es mayor o igual que 5 segundos (paso 464), se aplicará energía al siguiente canal más uno (paso 466) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4. Si el tiempo de apagado para el siguiente canal más uno es menor de 5 segundos, el controlador 217 alimentará la carga interna (paso 468) y el proceso volverá al paso 408 de la FIG. 4.

En una realización alternativa, en lugar de alimentar la carga interna si no existe ningún canal disponible, el generador puede parar el suministro de energía RF durante un período de tiempo predeterminado o simplemente el generador puede apagarse.

Haciendo referencia de nuevo al paso 404, si la impedancia medida en el electrodo seleccionado es menor que la impedancia de corte, se continuará aplicando potencia. A continuación, el controlador 217 determinará si la corriente que se está aplicando al canal seleccionado está por encima de un límite de corriente predeterminado (paso 408). Si la corriente aplicada al electrodo seleccionado está por encima del límite de corriente predeterminado, por ejemplo, dos amperios, el controlador 217 seguirá un ciclo de carga con la carga interna para crear una media de 2 amperios (paso 410); en caso contrario, el proceso irá al paso 412. En el paso 412, el controlador 217 determinará si el tiempo de procedimiento total ha expirado. Si el tiempo de procedimiento total ha expirado, el proceso volverá al paso 316 de la FIG. 3 y el proceso de ablación será completo. Si el tiempo de proceso no ha expirado, el controlador 217 determinará si la temperatura del canal seleccionado ha superado un límite de temperatura predeterminado, por ejemplo 99 ºC. Si la temperatura del canal seleccionado ha superado el límite de temperatura predeterminado, el canal seleccionado se apagará y el procedimiento de ablación terminará (paso 418). Si la temperatura del canal seleccionado se satisface, el controlador 217 determinará si el canal seleccionado ha estado activado más tiempo del permitido para el canal tmax (paso 420). Si el tiempo de encendido supera el máximo tiempo permitido, por ejemplo 30 segundos, el controlador 217 conmutará al siguiente canal seleccionado (paso 420); en caso contrario, el proceso volverá al paso 404 y procesará el canal seleccionado de nuevo.

Una vez que ha expirado el tiempo del procedimiento, la ablación del volumen

o volúmenes objetivo debería ser completa y el proceso volverá al paso 316 de la FIG.

3. Una vez que se ha completado el modo de ablación, el controlador 217 desactivará el control 258 de bomba y la bomba se detendrá, cesando el flujo de refrigerante. El médico llevará entonces a cabo el modo de cauterización para extraer los electrodos (paso 318).

Convencionalmente, se necesitan dos personas para cauterizar el canal creado en el tejido u órgano debido a la inserción de un electrodo. Se requiere una persona para extraer el electrodo del lugar de la cirugía y se requiere una segunda persona para controlar la potencia en el generador para intentar mantener una temperatura predeterminada en la punta del electrodo a medida que el electrodo se extrae. Un método según la presente descripción supera el requerimiento de dos personas mediante un control automático de la temperatura del electrodo seleccionado a medida que se extrae.

Haciendo referencia a la FIG. 5, el médico pasará al modo de cauterización (paso 502) y seleccionará el canal del electrodo a extraer (paso 504). En el paso 506, el controlador 217 leerá la corriente, voltaje y temperatura en el electrodo seleccionado. El controlador 217 calculará entonces el ciclo de trabajo de la potencia a aplicar para mantener una temperatura deseada de la porción 204 expuesta del electrodo 201 seleccionado, según se ilustra en la FIG. 6. En el paso 510, se aplica entonces potencia al electrodo 201 y el médico comenzará a extraer el electrodo (paso 512). A medida que el electrodo 201 se está extrayendo, se aplica potencia para cauterizar el canal 270 creado por la inserción del electrodo 201. Durante el proceso de extracción, el controlador 217 monitorizará continuamente la temperatura en la punta 204 del electrodo para asegurar que la temperatura no baja por debajo de un límite predeterminado, por ejemplo 65 ºC (paso 514). Si la temperatura en la punta 204 sube por encima del límite predeterminado, el controlador 217 ajustará el ciclo de trabajo de la energía RF aplicada para mantener el límite de temperatura predeterminado (paso 516), por ejemplo, disminuir el ciclo de trabajo. Si la temperatura en la punta 204 cae por debajo del límite de temperatura predeterminado, se incrementará el ciclo de trabajo y, a continuación, el controlador 217 monitorizará la salida de corriente para asegurar que la corriente suministrada no es mayor que un límite de corriente predeterminado, por ejemplo, 2 amperios. Si la salida de corriente es mayor que un límite de corriente predeterminado, se volverá a disminuir el ciclo de trabajo. Opcionalmente, el límite de temperatura predeterminado puede ser un rango de temperaturas desde aproximadamente 60 ºC hasta aproximadamente 99 ºC, y preferiblemente un rango desde aproximadamente 60 ºC hasta aproximadamente 80 ºC.

El controlador 217 también medirá continuamente la impedancia en el electrodo (paso 518). Si la impedancia está por debajo de un límite predeterminado, por ejemplo 700 ohmios, se determinará que el electrodo está todavía en contacto con el tejido y el controlador 217 determinará entonces si el temporizador de procedimiento asociado al canal seleccionado ha expirado (paso 522). Si el temporizador del procedimiento no ha expirado, el controlador 217 volverá al paso 514 para controlar la potencia aplicada al electrodo para mantener la temperatura deseada. Si el controlador 217 determina que la impedancia es mayor que el límite predeterminado, se determinará que el electrodo ha sido completamente extraído y el controlador 217 cesará de aplicar potencia al electrodo seleccionado (paso 520). Una vez que el electrodo ha sido completamente extraído, el médico seleccionará el siguiente canal y repetirá el proceso hasta que todos los electrodos hayan sido extraídos del órgano OR. Sin embargo, si la impedancia no excede del límite predeterminado dentro del tiempo de proceso permitido según se determina en el paso 522, el controlador 217 terminará el procedimiento de cauterización y cesará de aplicar potencia al canal seleccionado.

Aunque se han mostrado varias realizaciones en los dibujos, no se pretende que la descripción se limite a éstas, ya que se pretende que la descripción tenga un ámbito tan amplio como permita la técnica, y por tanto que la descripción se interprete de ese modo. Por tanto, la descripción anterior no se debe considerar como limitante, sino únicamente como ejemplos de realizaciones preferidas.

Claims (8)

1. REIVINDICACIONES

   1. Un sistema para la ablación por calentamiento de tejido en un paciente (E) que comprende:

   una pluralidad de electrodos (101, 102, 103) operativamente conectados a una fuente de energía (100) de radiofrecuencia y configurados para aplicar energía RF a un tejido de un paciente;

   una pluralidad de circuitos (276) de restricción de corriente RF, estando cada circuito acoplado entre uno de dicha pluralidad de electrodos (101, 102, 103) y dicha fuente de energía (100) de radiofrecuencia, y configurado para restringir la energía RF a dicho electrodo (101, 102, 103) cuando dicho circuito (276) de restricción de corriente está activado y para no restringir la energía RF que fluye hacia dicho electrodo cuando dicho circuito (276) de restricción de corriente está desactivado;

   al menos un electrodo (119) de retorno adaptado para contactar con el paciente y configurado para devolver energía RF a la fuente (100) RF; y

   un mecanismo (240) de conmutación configurado para activar cada uno de dicha pluralidad de circuitos (276) de restricción de corriente RF, según uno de entre modo secuencial y modo no secuencial, caracterizado porque dicho mecanismo (240) está aislado de dichos circuitos (276) de restricción de corriente, y porque un controlador (217) realizará un ciclo de trabajo con una carga interna para crear una corriente media si la corriente aplicada a un electrodo seleccionado de entre la pluralidad de electrodos está por encima de un límite de corriente predeterminado.

2. 2.

   El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde el mecanismo (240) de conmutación comprende una pluralidad de dispositivos (276) de conmutación óptica correspondientes.

3. 3.

   El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde al menos uno de los

   circuitos (276) de restricción de corriente incluye:

   un conmutador (SW1) configurado para dirigir el flujo de energía RF;

   una pluralidad de dispositivos (D1, D2, D3, D4) de restricción de corriente dispuestos para restringir la energía RF cuando dicho conmutador (SW1) está dispuesto en una primera posición y para no restringir la energía RF cuando dicho conmutador está dispuesto en una segunda posición;

   donde dicho mecanismo (240) de conmutación está acoplado ópticamente a dicho conmutador; y donde dicho mecanismo (240) de conmutación selecciona entre dicha primera posición y dicha segunda posición de dicho conmutador (SW1).

4. 4.

   El sistema de acuerdo con la reivindicación 3, donde dicha pluralidad de dispositivos (D1, D2, D3, D4) de restricción de corriente es un diodo.

5. 5.

   El sistema de acuerdo con la reivindicación 4, donde una pluralidad de diodos (D1, D2, D3, D4) está dispuesta según una disposición en puente H que incluye un

   5 conmutador (SW1) dispuesto en el mismo donde la energía RF es conducida cuando dicho conmutador (SW1) está cerrado.

6. 6.

   El sistema de acuerdo con la reivindicación 5, donde el conmutador (SW1) es un transistor.

7. 7.

   El sistema de acuerdo con una de las reivindicaciones 1-6, donde cada

   10 electrodo (101, 102, 103) se puede colocar de forma discreta e individual en un paciente.
8. 8. El sistema de acuerdo con una de las reivindicaciones 1-6, donde el mecanismo (240) de conmutación está dispuesto según datos de impedancia y temperatura determinados por el controlador (217).