ES2711750T3

ES2711750T3 - Sistema y método para controlar la potencia del catéter en base a la respuesta de ablación renal

Info

Publication number: ES2711750T3
Application number: ES16193861T
Authority: ES
Inventors: Debby E Highsmith; Eduardo Jimenez; Kristine B Fuimaono
Original assignee: Biosense Webster Israel Ltd
Current assignee: Biosense Webster Israel Ltd
Priority date: 2015-10-16
Filing date: 2016-10-14
Publication date: 2019-05-07
Anticipated expiration: 2036-10-14
Also published as: US20170105783A1; JP6843579B2; AU2016234997A1; US10285751B2; EP3158961A1; CA2945428A1; IL248142B; IL248142A0; RU2016140227A3; CN106580465A; CN106580465B; JP2017077463A; RU2016140227A; EP3158961B1

Abstract

Un sistema de ablación renal, que comprende: un catéter que comprende uno o más electrodos y un circuito de detección configurado para detectar un parámetro de ablación para cada electrodo; un controlador acoplado al catéter, el controlador comprendiendo una unidad de procesamiento y una memoria que almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento: reciba un parámetro de ablación detectado para cada electrodo del circuito de detección; controle una potencia suministrada a cada electrodo infractor para tener una potencia reducida cuando el parámetro de ablación detectado respectivo infringe un parámetro de ablación definido; caracterizado porque dicho controlador está configurado además para detectar una tasa de reducción de potencia para cada electrodo infractor; y detener la potencia suministrada a cada electrodo infractor cuando una tasa de reducción de potencia detectada respectiva excede una tasa umbral de reducción de potencia.

Description

DESCRIPCION

Sistema y metodo para controlar la potencia del cateter en base a la respuesta de ablacion renal

CAMPO DE LA INVENCION

Los aspectos de las realizaciones de la presente invencion se refieren a dispositivos medicos invasivos y sistemas de control asociados capaces de ablacion y detectar las respuestas de ablacion, como un cateter, y sistemas de control capaces de ajustar la potencia suministrada al cateter basandose en las respuestas detectadas.

ANTECEDENTES DE LA INVENCION

La cateterizacion se usa en procedimientos diagnosticos y terapeuticos. Por ejemplo, un cateter cardfaco se usa para mapear y la ablacion en el corazon para tratar una variedad de dolencias cardfacas, incluyendo arritmias ca^acas, como el aleteo auricular y la fibrilacion auricular que persisten como dolencias medicas comunes y peligrosas, especialmente en la poblacion de edad avanzada. El diagnostico y el tratamiento de arritmias cardfacas incluyen el mapeo de las propiedades electricas del tejido cardfaco, especialmente el endocardio y el volumen cardfaco, y la ablacion selectiva del tejido cardfaco mediante la aplicacion de energfa. Dicha ablacion puede cesar o modificar la propagacion de senales electricas no deseadas de una parte del corazon a otra. El proceso de ablacion destruye las vfas electricas no deseadas formando lesiones no conductoras. Se han divulgado varias modalidades de administracion de energfa para formar lesiones, e incluyen el uso de microondas, laser y, mas comunmente, energfas de radiofrecuencia para crear bloques de conduccion a lo largo de la pared del tejido cardfaco. En un procedimiento de dos pasos, mapeo seguido de ablacion , se detecta tfpicamente y se mide la actividad electrica en puntos dentro del corazon haciendo avanzar un cateter que contiene uno o mas sensores electricos (o electrodos) en el corazon, y adquiriendo datos en una multiplicidad de puntos. Estos datos se utilizan luego para seleccionar las areas objetivo endocardicas en las que se realizara la ablacion

El termino "radiofrecuencia" (RF) se usa comunmente para referirse a una corriente alterna que fluye a traves de un conductor. En el caso de la ablacion, la corriente de RF fluye a traves del tejido biologico que contiene iones libres. El fluido extracelular presente en el tejido proporciona la conductividad electrica. La conductividad del tejido puede ser representada por la impedancia del tejido. En general, la impedancia baja representa una conductividad alta y la impedancia alta representa una conductividad baja.

La aplicacion de corriente RF al tejido biologico provoca el calentamiento del tejido. Cuanto mayor sea la densidad de corriente de RF en el tejido biologico (corriente por unidad de area), mayor sera la temperatura resultante. El tejido deja de reaccionar a la estimulacion electrica cuando se calienta por encima de un umbral durante un penodo corto.

Otro procedimiento de ablacion basado en cateter es la denervacion renal (DRN). Es un procedimiento basado en cateter endovascular mmimamente invasivo que usa ablacion por radiofrecuencia para tratar afecciones y enfermedades medicas incluyendo, por ejemplo, la hipertension. El sistema simpatico alimenta la liberacion de ciertas hormonas que afectan y controlan la presion sangumea. En la hipertension, la liberacion continua de cantidades en dosis bajas de estas hormonas puede aumentar la presion sangumea. La hipertension puede controlarse con la dieta, ejercicio y farmacos. Sin embargo, la hipertension resistente (comunmente definida como la presion sangumea que permanece por encima del objetivo a pesar del uso concurrente de tres agentes antihipertensivos de diferentes clases) requiere tratamientos mas agresivos, incluyendo la cirugfa. La hipertension resistente es un problema clmico comun que enfrentan tanto los medicos de atencion primaria como los especialistas. Como la edad avanzada y la obesidad son dos de los factores de riesgo mas fuertes para la hipertension no controlada, la incidencia de la hipertension resistente probablemente aumentara a medida que la poblacion se vuelva mas mayor y pesada.

Se ha establecido que cortar los nervios renales mejora la presion sangumea. Sin embargo, este procedimiento implica cirugfa y todos los riesgos que conlleva, y con frecuencia resulta en una denervacion simpatica global debajo del pecho. Ser capaz de de-nervar, o silenciar, solo los nervios renales a traves de un sistema basado en cateter es un desarrollo crucial. Se coloca un pequeno cateter en la arteria femoral y el acceso a los nervios se logra a traves de la arteria renal. Los nervios estan tejidos y embebidos en las cubiertas o capas alrededor de las arterias renales. Pasando una fuente de energfa a la arteria renal y transmitir una energfa de baja dosis, la ablacion por radiofrecuencia, a traves del cateter, los nervios simpaticos renales entrantes y salientes se exponen a las densidades de corriente de RF. El grado de calentamiento es proporcional a la salida de potencia de r F (densidad de corriente). A densidades de corriente bajas, el tejido se calienta lentamente y se contrae debido a la perdida de lfquido. Con los nervios deteriorados o "denervados" en localizaciones seleccionadas a lo largo de sus longitudes, la actividad aferente y eferente simpatica se interrumpe o reduce con efectos beneficiosos, como una reduccion en la presion sangumea.

Los sistemas de ablacion actuales proporcionan al electrofisiologo con la temperatura, la impedancia y la retroalimentacion de potencia durante un procedimiento de ablacion. Sin embargo, a diferencia de la ablacion cardfaca, dicha retroalimentacion en la denervacion de la ablacion renal no proporciona facilmente informacion sobre el punto final agudo que indica una ablacion exitosa. Es decir, tal informacion de retroalimentacion no ayuda facilmente a determinar si los nervios renales han sido impactados por la ablacion. Sin embargo, las arterias renales pueden ser propensas a mostrar una respuesta fisiologica durante la ablacion. Una respuesta incluye el potencial de espasmos arteriales.

Durante el espasmo, una arteria puede estrecharse repentinamente, restringiendo el flujo sangumeo a traves de la arteria. Con un diametro interno reducido, la arteria puede acercarse al electrodo de ablacion, aumentando el area superficial de la arteria en contacto con el electrodo y, por lo tanto, mejorar la eficiencia de la ablacion aumentando la cantidad de potencia de ablacion administrada al tejido. Sin embargo, con la cantidad creciente de potencia de ablacion, hay un mayor riesgo de estenosis arterial. La estenosis de la arteria renal es indeseable, si no peligrosa, porque el estrechamiento de las arterias renales impide que las cantidades normales de sangre rica en oxfgeno lleguen a los rinones, que necesitan un flujo sangumeo adecuado para ayudar a filtrar los productos de desecho y eliminar el exceso de lfquidos. El flujo sangumeo reducido puede aumentar la presion sangumea y danar el tejido renal.

La US2014276766A1 se refiere a sistemas, metodos y controladores de ablacion de multiples electrodos. Un sistema de ablacion de multiples electrodos descrito incluye generalmente una fuente de alimentacion y un controlador. La fuente de alimentacion esta configurada para ser acoplada a una pluralidad de electrodos para suministrar potencia a los electrodos. El controlador es operable para comparar una temperatura medida en cada electrodo con una temperatura deseada para definir de este modo una diferencia de temperatura para cada electrodo. El controlador es operable para determinar, en base a la diferencia de temperatura, una potencia deseada para cada electrodo, comparar la potencia deseada de uno de los electrodos con una potencia real suministrada a uno de los electrodos para definir una diferencia de potencia, y ajustar la potencia real suministrada por la fuente de alimentacion a uno de los electrodos en base a la diferencia de potencia.

Por consiguiente, hay un deseo de un sistema y un metodo de ablacion arterial renal que ayude a monitorizar el potencial de espasmos arteriales renales como un indicador de ablacion a la vez que se controla la cantidad de potencia de ablacion aplicada para reducir el riesgo de dano no deseado a la arteria renal como resultado de una ablacion excesiva.

SUMARIO DE LA INVENCION

La presente invencion esta dirigida a un sistema de ablacion que observa y monitoriza los parametros de ablacion, incluyendo la temperatura, la impedancia y/o la propia respuesta de circuito cerrado del sistema a estos parametros de ablacion en el suministro de potencia a uno o mas electrodos de ablacion, incluyendo el cese del suministro de potencia a uno o mas electrodos mientras se mantiene el suministro de potencia a uno o mas electrodos distintos.

En algunas realizaciones, el sistema comprende un cateter con uno o mas electrodos y un circuito de deteccion configurado para detectar un parametro de ablacion para cada electrodo; un controlador acoplado al cateter, el controlador teniendo una unidad de procesamiento y una memoria que almacena instrucciones que, cuando son ejecutadas por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento: reciba un parametro de ablacion detectado para cada electrodo desde el circuito de deteccion, controle una potencia suministrada para que cada electrodo infractor tenga una potencia reducida cuando el parametro de ablacion detectado respectivo infrinja un parametro de ablacion definido, detecte una tasa de reduccion de potencia para cada electrodo infractor y detenga la potencia suministrada a cada electrodo infractor cuando una tasa de reduccion de potencia detectada respectiva excede una tasa umbral de reduccion de potencia.

En algunas realizaciones detalladas, el parametro de ablacion detectado es la temperatura o la impedancia, y el parametro de ablacion definido incluye un parametro de ablacion definido por el usuario o un parametro de ablacion definido por el sistema.

En algunas realizaciones detalladas, la memoria almacena ademas instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento controle la potencia suministrada a cada electrodo infractor de acuerdo con una curva de control de potencia.

En algunas realizaciones detalladas, la curva de control de potencia incluye una funcion continua por partes.

En algunas realizaciones, la memoria almacena ademas instrucciones que, cuando son ejecutadas por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento detenga la potencia suministrada a cada electrodo cuando el tiempo de una sesion de ablacion excede un tiempo de sesion de ablacion de umbral.

En algunas realizaciones, el parametro de ablacion definido incluye un parametro de ablacion definido por el usuario, en donde la memoria almacena ademas instrucciones que, cuando son ejecutadas por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento rechace el parametro de ablacion definido por el usuario cuando el parametro de ablacion definido por el usuario infringe un parametro de ablacion definido por el sistema.

En algunas realizaciones, el parametro de ablacion definido por el usuario se selecciona del grupo que consiste de la temperatura de umbral maxima y la temperatura de umbral minima, y el parametro de ablacion definido por el sistema se selecciona del grupo que consiste de la temperatura maxima del sistema y el aumento del umbral de la temperatura detectada por encima del umbral de temperatura maxima a la cual se reduce la potencia de cada electrodo que lo infringe.

En algunas realizaciones, el parametro de ablacion definido por el usuario se selecciona del grupo que consiste de la impedancia de umbral maxima y la impedancia de umbral minima, y el parametro de ablacion definido por el sistema se selecciona del grupo que consiste de la impedancia del sistema maxima y la impedancia del sistema minima.

En otras realizaciones, un sistema de ablacion renal, comprende un cateter que comprende uno o mas electrodos y un circuito de deteccion de temperatura configurado para detectar una temperatura para cada electrodo; un controlador acoplado al cateter, el controlador comprendiendo una unidad de procesamiento y una memoria que almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento: reciba una temperatura detectada para cada electrodo desde el circuito de deteccion de temperatura, controle una potencia suministrada a un electrodo infractor para que tenga un nivel de potencia reducido cuando la temperatura detectada del electrodo infractor sea mayor que una temperatura umbral, reciba una tasa de reduccion de potencia detectada del electrodo infractor, y detenga la potencia suministrada al electrodo infractor cuando la tasa detectada de reduccion de potencia del electrodo infractor exceda una tasa de reduccion de potencia umbral.

En otras realizaciones, un sistema de ablacion renal comprende un cateter que comprende uno o mas electrodos y un circuito de deteccion de temperatura configurado para detectar una temperatura para cada electrodo, un controlador acoplado al cateter, el controlador comprendiendo una unidad de procesamiento y una memoria que almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento: reciba una primera temperatura detectada para cada electrodo desde el circuito de deteccion de temperatura, controle la potencia suministrada a un electrodo infractor para que tenga un nivel de potencia reducido cuando la temperatura detectada del electrodo infractor sea superior a una temperatura umbral, reciba una temperatura detectada posterior para el electrodo infractor despues de una reduccion del nivel de potencia suministrada al electrodo infractor, y detenga la potencia suministrada al electrodo infractor cuando la temperatura detectada posterior no sea igual o inferior a la temperatura umbral.

La presente invencion tambien esta dirigida a metodos para la ablacion. En algunas realizaciones, un metodo para ablacion comprende: recibir una temperatura detectada para cada electrodo desde el circuito de deteccion de temperatura, controlar una potencia suministrada a un electrodo infractor para que tenga un nivel de potencia reducido cuando la temperatura detectada del electrodo infractor sea mayor que un umbral de temperatura, recibir una tasa detectada de reduccion de potencia del electrodo infractor, y detener la potencia suministrada al electrodo infractor cuando la tasa detectada de reduccion de potencia del electrodo infractor excede una tasa de de reduccion de potencia umbral.

En otras realizaciones, el metodo comprende: recibir una primera temperatura detectada para cada electrodo desde el circuito de deteccion de temperatura, controlar una potencia suministrada a un electrodo infractor para tener un nivel de potencia reducido cuando la temperatura detectada del electrodo infractor sea mayor que una temperatura umbral, recibir una temperatura detectada posterior para el electrodo infractor despues de una reduccion del nivel de potencia suministrada al electrodo infractor, y detener la potencia suministrada al electrodo infractor cuando la temperatura detectada posterior no sea igual o inferior a la temperatura umbral.

BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS

Estas y otras caractensticas y ventajas de la presente invencion se entenderan mejor haciendo referencia a la siguiente descripcion detallada cuando se considera junto con los dibujos adjuntos, en los que:

La FIG. 1 es una ilustracion esquematica, pictorica de un sistema de ablacion basado en cateter, de acuerdo con una realizacion de la presente invencion.

La FIG. 2A es una vista esquematica de una arteria renal con un cateter que se extiende a traves de ella. La FIG. 2B es una vista en seccion transversal de la arteria renal y el cateter de la FIG. 2A, tomada a lo largo de la lmea B-B.

La FIG. 3 es una vista lateral de un cateter de la presente invencion, de acuerdo con una realizacion.

La FIG. 4 es un diagrama de bloques esquematico de una parte del sistema de ablacion basado en cateter de la FIG. 1.

La FIG. 5 es un diagrama de bloques esquematico de los circuitos usados en el sistema de ablacion basado en cateter de la FIG. 1, de acuerdo con una realizacion.

La FIG. 6A Es un diagrama de circuito esquematico de un termopar.

La FIG. 6B es una vista en seccion lateral esquematica de una seccion distal del cateter de la FIG. 3, empleando un circuito de control termico de acuerdo con una realizacion.

La FIG. 6C es una vista esquematica en seccion lateral de una seccion distal del cateter de FIG. 3, empleando un circuito de monitorizacion termica de acuerdo con otra realizacion.

La FIG. 7 es un diagrama de flujo ilustra un metodo para controlar una potencia suministrada a un cateter de acuerdo con una realizacion de la presente invencion.

La FIG. 8 es un grafico que ilustra una curva de control de potencia de ejemplo de acuerdo con una realizacion de la presente invencion.

La FIG. 9A es un grafico ejemplar de la temperatura medida frente al tiempo de tres electrodos del cateter de la FIG. 3.

La FIG. 9B es grafico ejemplar de la impedancia medida frente al tiempo de los tres electrodos de la FIG. 9A. La FIG. 9C es un grafico ejemplar de potencia frente al tiempo de los tres electrodos de la FIG. 9A.

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCION

La presente invencion esta dirigida a un sistema de ablacion basado en cateter 10, con realizaciones ilustradas en la FIG. 1, que incluye un cateter 11, una consola del generador de RF 12, una fuente de alimentacion 13, un monitor de visualizacion 14, una bomba de irrigacion 16 y un accionador de ablacion 19 (por ejemplo, un pedal). El sistema 10 esta adaptado para la ablacion renal realizada dentro de una arteria renal 26 cerca de un rinon en los nervios circundantes denervados 28, como se muestra en la FIG. 2A y la FIG. 2B. En algunas realizaciones, como se muestra en la FIG. 3, el cateter 11 incluye un mango de control 25, un cuerpo de cateter 15 y una porcion distal helicoidal 17 en la que se montan los electrodos 18, cada uno adaptado para contactar con un area superficial diferente del tejido circunferencial interno a lo largo de la arteria 26. Como se sabe en la tecnica, el cateter se introduce en el cuerpo del paciente P a traves de una abertura en la arteria femoral y luego se hace avanzar a traves de la vasculatura del paciente por un profesional de la electrofisiologfa EP bajo grna fluoroscopica por medio de un fluoroscopio F y un monitor M, u otros medios de grna adecuados, para colocar la parte distal helicoidal 17 en la arteria renal 26 para ablacionar las fibras nerviosas 28 del plexo renal localizadas alrededor de la arteria renal 26. Las fibras nerviosas se introducen en el rinon con las ramas de la arteria renal. En algunas realizaciones, el cateter 11 tiene una pluralidad de cinco electrodos irrigados 18A-18E, aunque se entiende que la pluralidad puede variar entre aproximadamente tres y ocho.

En algunas realizaciones como se muestra en la FIG. 4, la consola del generador de RF 13 incluye un controlador 20 con la memoria 22 y la unidad de procesamiento 23, y un generador de senal de RF 21. La memoria 22 almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento 23, hacen que el controlador 20 controle la salida de potencia de RF por el generador de senal de RF 21 (por ejemplo, ajustando la corriente de salida) a los electrodos 18 en el cateter 11. La unidad de procesamiento 23 puede ser cualquier tipo de dispositivo informatico adecuado para controlar la salida de potencia, por ejemplo, un procesador de proposito general acoplado a una memoria (por ejemplo, memoria de acceso aleatorio dinamica y/o memoria flash), un microcontrolador, una matriz de puertas programable de campo programada (FPGA) apropiada, o un circuito integrado de aplicacion espedfica (ASIC).

El cateter 11 esta configurado con una pluralidad de electrodos de diagnostico y terapeuticos 18i adaptados para ablacionar y tambien para proporcionar senales, incluidas senales representativas de la temperatura del electrodo de ablacion y la impedancia del tejido, que se reciben y procesan por el controlador 20. El generador de RF 21 genera activamente energfa de RF y el controlador 20 monitorea, muestra y coordina continuamente los parametros de ablacion, incluyendo la cantidad de energfa de RF suministrada al cateter 11, la temperatura de los electrodos de ablacion del cateter 18 y la impedancia del tejido durante la terapia de ablacion. La temperatura de cada electrodo de ablacion se mide para cada electrodo, por ejemplo, mediante un sensor respectivo o un circuito de monitorizacion termica, como se describe en la Patente de Estados Unidos N° 6.425.894. Simultaneamente, la impedancia del tejido se mide en cada electrodo, permitiendo la deteccion de pequenos cambios en el tejido antes, durante y despues del tratamiento. Ventajosamente, los "parametros de ablacion medidos" (MAP) que incluyen la temperatura y la impedancia detectadas por el cateter 11 y medidas por la unidad de procesamiento 23 se monitorizan en tiempo real por el controlador 20 para proporcionar retroalimentaciones de "circuito cerrado" para controlar y ajustar la potencia de salida de ablacion.

La FIG. 5 es un diagrama de bloques que muestra elementos del sistema 10 e ilustra el flujo de potencia e informacion, de acuerdo con algunas realizaciones. La consola del generador de RF 13 incluye varios circuitos, incluyendo circuitos para conducir corrientes, para medir la impedancia y para medir la temperatura.

En algunas realizaciones, el sistema 10 esta configurado para realizar una ablacion unipolar con corriente de RF a lo largo de un circuito cerrado para cada electrodo. La corriente de RF fluye desde la consola del generador de RF 13 a cada uno de los electrodos 18 a traves de una conexion electrica (por ejemplo, el cable 31, ver la FIG. 1) al cateter 11. La corriente pasa a traves del tejido del paciente y regresa a la consola del generador de RF 13 a traves de un electrodo indiferente 32 (por ejemplo, un parche en la superficie del cuerpo) que esta conectado a la consola 13 a traves de una conexion electrica (por ejemplo, el cable 30, ver la FIG. 1). El electrodo indiferente 32 se puede fijar en la parte posterior del cuerpo del paciente, cerca de la region del rinon objetivo. Para que el calentamiento del tejido tenga lugar solo en la interfaz entre el electrodo(s) de ablacion seleccionado y el tejido, el electrodo indiferente 32 debe tener un area superficial considerablemente mayor que el electrodo(s) de ablacion. Como la densidad de corriente es mayor en el electrodo(s) de ablacion, la mayor parte de la energfa de RF se convierte en calor en el area del electrodo(s) de ablacion.

Para una pluralidad N de electrodos en el cateter, cada uno de los N circuitos 50A, 50B, ..., 50N conduce una corriente a traves de un circuito cerrado que consiste de un electrodo de cateter 18i y el electrodo indiferente 32. En algunas realizaciones, cada circuito 50i conduce una la corriente a traves del tejido corporal 58i, que se encuentra entre el electrodo 18i y el electrodo indiferente 32. Cada una de las corrientes generadas por los circuitos del impulsor con un generador de voltaje Ai puede distinguirse ajustando los circuitos a diferentes frecuencias.

Cada circuito 50i mide la impedancia electrica en su circuito respectivo a traves del tejido corporal. Estas lecturas de impedancia se pasan a la unidad de procesamiento 23, que usa las lecturas para ajustar la potencia suministrada a cada electrodo 18i. En algunas realizaciones, los circuitos generan senales de voltaje constante. Para un voltaje constante, la impedancia entre el electrodo de cateter 18i y el electrodo de parche 32 en cada circuito cerrado 50i es inversamente proporcional a la corriente que fluye a traves del circuito 50i. Los circuitos 50A-50N miden las corrientes que fluyen a traves de los circuitos respectivos para determinar las impedancias. En otras realizaciones, los circuitos 50A-50N generan senales de corriente constante. Para una corriente constante, la impedancia entre el electrodo 18i y el electrodo de parche 32 en cada circuito cerrado es proporcional al voltaje entre los dos. La medicion del voltaje a traves de los conductores de corriente puede medirse por lo tanto por el generador de RF para determinar las impedancias.

En cualquiera de las realizaciones descritas anteriormente, la impedancia medida para cualquier par de un electrodo 18i y el electrodo de parche 32 es proporcional a la distancia entre ellos. Estas distancias pueden usarse luego con otros propositos, incluyendo la triangulacion de la posicion en la punta del cateter 11.

La consola del generador de RF 13 tambien incluye un circuito de deteccion de temperatura, por ejemplo, un termopar 60i, para cada electrodo 18i. Estas lecturas de temperatura pasan a la unidad de procesamiento 23, que usa las lecturas para ajustar la potencia suministrada a cada electrodo 18i. En algunas realizaciones, la temperatura de cada electrodo se monitoriza por un par de cables conductores para transmitir informacion desde el sensor. Como se sabe en la tecnica, un termopar funciona de acuerdo con el principio termoelectrico de que cuando dos metales diferentes se unen entre sf, se genera un voltaje electrico que es proporcional a la composicion del metal y la temperatura de la union (efecto Seebeck). Como se muestra en la FlG. 6A, un termopar 60 esta compuesto tfpicamente de una union de deteccion 61 y una union de referencia 62 y un terminal 63 formado y conectado por el par de cables de termopar 66 y 68, por ejemplo, un cable de cobre y un cable de constantan. La union de referencia 62 y la union de deteccion 61 producen voltajes de CC que tienen polaridades opuestas y en proporcion a la temperatura en cada union. Por consiguiente, cuando hay una diferencia de temperatura entre la union de deteccion y la union de referencia, se produce una tension de CC en el terminal 63. Cuando no hay diferencia de temperatura entre la union de deteccion 61 y la union de referencia 62, los voltajes de la union de referencia y la union de deteccion se cancelan entre sf y no hay voltaje en el terminal 63.

Por consiguiente, como se muestra en la FIG. 5, cada electrodo 18i tiene un par de cables de termopar 60i con una union de deteccion 6li en contacto con o cerca del electrodo respectivo 18i, una union de referencia 62i en contacto con un cuerpo que proporciona una temperatura de referencia, y un terminal 63i que proporciona una senal a la unidad de procesamiento para determinary monitorizar la temperatura de cada electrodo.

En otras realizaciones como se muestra en la FIG. 6B y la FIG. 6C, la consola del generador de RF 13 incluye un circuito de monitorizacion termico 72 que comprende una pluralidad de termopares conectados en serie configurados para generar un voltaje en un terminal 63 igual a la suma de los voltajes generados por cada termopar. El circuito de monitorizacion termica usa solamente dos cables para desplazarse a traves del cuerpo del cateter alargado para monitorizar una pluralidad de electrodos.

En referencia a la FIG. 6B, los termopares 60 del circuito de monitorizacion termica 72 estan conectados en serie con la union de deteccion 61 y la union de referencia 62 de cada termopar acoplados termoconductivamente a diferentes electrodos 18, por ejemplo, unidos a ellos. Una vez que el cuerpo del cateter alargado se inserta en el cuerpo del paciente, tanto las uniones de referencia 62 como las uniones de deteccion 61 se mantienen a relativamente la misma temperatura, concretamente, la temperatura corporal del paciente. Una vez que se activa un electrodo 18, el calor del electrodo hace que la union de referencia 62 o la de deteccion 61 acopladas termoconductivamente al electrodo activado generen un voltaje, ya sea positivo o negativo. Si solo se activa un electrodo, el voltaje en el terminal 63 se genera por el electrodo activado. El valor absoluto del voltaje es reflexivo de la temperatura en el electrodo activado , y a partir del mismo puede calcularse una temperatura para el electrodo activado

En referencia a la FIG. 6C, en una realizacion alternativa del circuito de monitorizacion termica 72, una porcion de las uniones del termopar esta unida a un electrodo 18, mientras que la otra porcion esta aislada termicamente del electrodo 18. Esta disposicion puede lograrse mediante el acoplamiento termoconductivo de las uniones de deteccion 61 a los electrodos 18 y aislando termicamente las uniones de referencia 62 de los electrodos. En esta configuracion, se genera un voltaje de referencia en el terminal 63 debido al calor corporal del paciente. Cuando solo se activa un electrodo 18, se genera un voltaje adicional en el terminal 63 por el electrodo activado, y puede calcularse una temperatura para el electrodo activado a partir del mismo. Cuando todos los electrodos se activan al umsono, se genera un voltaje adicional atribuible a los electrodos activados en el terminal 63. A partir del mismo puede calcularse una temperatura media para cada electrodo dividiendo el voltaje adicional por el numero de electrodos y calculando la temperatura de electrodo media del mismo.

Una manera de aislar termicamente las uniones de referencia 62 de los electrodos es disponer las uniones de referencia 62 en una luz central 70 en el cuerpo alargado del cateter 15. Disponiendo las uniones de referencia 62 en la luz central 70, las uniones de referencia 62 pueden colocarse en la trayectoria del flujo de irrigacion que pasa por el cateter. El flujo de irrigacion puede proporcionar una temperatura de referencia relativamente estable. Las uniones de referencia 62 tambien pueden aislarse termicamente de los electrodos, sellando termicamente y aislando la union de referencia 62 del entorno del cateter.

En referencia a tanto la FIG. 6B como la FIG. 6C, una pluralidad de termopares conectados en serie genera un voltaje en el terminal 63 igual a la suma de los voltajes generados por cada termopar. Los circuitos de monitorizacion termica adecuados se describen en la Patente de Estados Unidos N° 6.425.894, cuyo contenido completo se incorpora en la presente como referencia.

El sistema tambien puede incluir capacidades de localizacion de cateter de acuerdo con otras realizaciones de la presente invencion. Un campo magnetico se genera alrededor del paciente, por ejemplo, por una almohadilla de localizacion (no mostrada) que contiene bobinas generadoras de campo magnetico que se colocan debajo del paciente. Los campos magneticos generados por las bobinas generan senales electricas en las bobinas de un sensor electromagnetico (EM) localizado en la punta distal del cateter. Las senales electricas se transportan a una consola que incluye un procesador o "estacion de trabajo" que analiza las senales para determinar las coordenadas de la posicion y la orientacion del cateter. El sistema tambien puede adaptarse para su uso con cateteres sin deteccion proporcionando capacidades de deteccion de posicionamiento de impedancia y magnetica tnbrida, como se describe en la Patente de Estados Unidos N° 7.536.218 y la Patente de Estados Unidos N° 8.478.383 cuyos contenidos completos se incorporan en la presente por referencia. Sin embargo, las realizaciones de la presente invencion no estan limitadas a esto y pueden usarse en sistemas sin capacidades de localizacion.

Al estar acoplado (o conectado) al cateter 11, la consola del generador de RF 13, como se muestra en la FIG. 5, permite al operario observar y regular las funciones del cateter. El controlador 20 de la consola 13 controla el monitor de pantalla 14, por ejemplo, con capacidades de pantalla tactil para mostrar una pantalla como una interfaz de usuario para mostrar informacion y recibir entradas del operario.

Se entiende que la temperatura y la impedancia del electrodo como se miden por el sistema 10 pueden variar con ciertos lfmites durante el curso de una ablacion segura y con exito. Las variaciones y fluctuaciones de temperatura e impedancia mas pequenas son generalmente aceptables ya que tfpicamente son el resultado de variaciones normales en el tejido y/o procesamiento de senales (incluido el ruido) dentro del sistema. Sin embargo, el sistema 12 reconoce que variaciones mas grandes en la temperatura y/o la impedancia del electrodo pueden indicar un calentamiento excesivo del electrodo que puede provocar danos no deseados al tejido y/o reducir la eficacia de los electrodos de ablacion. Por consiguiente, el controlador 20 se adapta ventajosamente para controlar la cantidad de energfa (o potencia) de RF que el generador de senales de RF 21 suministra al cateter en base a los parametros de ablacion definidos (DAP) y su relacion y correlacion con los parametros de ablacion medidos (o determinados, usado indistintamente en la presente) (MAP) en base a la temperatura, impedancia y/o potencia. Los parametros de ablacion definidos (DAP) incluyen parametros de ablacion definidos por el sistema (SDAP) que estan preestablecidos o precargados en el sistema, y los parametros de ablacion definidos por el usuario (UDAP) que son definidos por el usuario antes del funcionamiento del sistema.

Reduciendo la potencia suministrada a uno o mas electrodos cuando uno o mas parametros de ablacion medidos (o detectados, usado indistintamente en la presente) (MAP) cumplen, superan o infringen de otra manera modo uno o mas parametros de ablacion definidos (DAP), el sistema funciona con medidas de seguridad . Por ejemplo, cuando se reduce la potencia de salida para mantener la temperatura del electrodo medida en o por debajo de una temperatura umbral o maxima, el sistema puede evitar el calentamiento excesivo del tejido que puede dar como resultado la formacion de coagulos, la carbonizacion del tejido y la sangre de la arteria renal, y/o la vaporizacion de fluido intersticial e intracelular. Por ejemplo, cuando la potencia de salida se reduce para mantener la impedancia medida por debajo de una impedancia umbral o maxima, el sistema puede evitar la formacion de quemaduras o coagulos en los electrodos de ablacion lo que puede dar como resultado un suministro de energfa de RF disminuido y/o evento embolico.

De acuerdo con las caractensticas de la presente invencion, el sistema 10 permite al operario establecer el valor de uno o mas UDAP a traves del monitor de pantalla tactil 14. Los UDAP pueden almacenarse en la memoria 22 junto con las instrucciones y SDAP para que la unidad de procesamiento 23 los ejecute o emplee para reducir la salida de potencia a cada electrodo 18i. En algunas realizaciones, los DAP incluyen los parametros mostrados en las Tablas 1 y 2, con los parametros seleccionados siendo UDAP (Tabla 1) y otros siendo SDAP (Tabla 2). Se entiende que en otras realizaciones, algunos SDAP pueden ser UDAP y viceversa, segun se desee o sea apropiado. La Tabla 3 incluye varios MAP, que incluyen la temperatura del electrodo, la impedancia y la velocidad de reduccion de la potencia de salida.

TABLA 1

TABLA 2

TABLA 3

Como se muestra en la Tabla 2, el controlador 20 restringe uno o mas UDAP a intervalos y/o valores de acuerdo con uno o mas SDAP, por ejemplo, temperaturas de electrodo maximas, impedancias maximas y mmimas y potencia de salida maxima. Ademas, al monitorizar uno o mas MAP de acuerdo con uno o mas UDAP, el controlador responde a la infraccion de uno o mas UDAP implementando la reduccion de la potencia de salida de una o mas maneras predeterminadas de acuerdo con las instrucciones almacenadas en la memoria y ejecutadas por el controlador, como se trata con mas detalle a continuacion.

Cuando la ablacion se realiza en una arteria renal, el calentamiento excesivo tambien puede provocar espasmos arteriales que si se permiten pueden llevar a lesiones arteriales graves, con un riesgo significativo de lesion arterial permanente. Reconociendo que una mera reduccion en la potencia suministrada a los electrodos de ablacion sin una cafda inmediata de la temperatura puede no ser una respuesta suficiente para detener el espasmo arterial, el sistema esta configurado para interrumpir el suministro de potencia completamente a uno o mas electrodos infractores durante una sesion de ablacion, mientras continua suministrando potencia a los electrodos no infractores. Por consiguiente, el controlador 20 no esta solo adaptado para reducir la potencia de salida, sino tambien para detener la potencia de salida a uno o mas electrodos de cateter durante el resto de la sesion de ablacion, monitorizando la respuesta de la temperatura a la cafda de potencia y/o la manera en la que el controlador responde a las actividades de temperatura y/o impedancia de cada electrodo. En algunas realizaciones, el controlador monitoriza una tasa de reduccion de la potencia de salida para determinar si se debe detener la potencia de salida, como se explica con mas detalle a continuacion.

La FIG. 7 es un diagrama de flujo que ilustra un metodo 100 de acuerdo con algunas realizaciones de la presente invencion para que el controlador 20 controle la potencia de salida suministrada a uno o mas electrodos del cateter. En la operacion 100, despues de que el operario haya activado el sistema, el controlador 20 recupera de la memoria 23 los SDAP y las carga en la unidad de procesamiento 23. En la operacion 102, el controlador 20 solicita al operario que introduzca los UDAP que se cargan en la memoria para su recuperacion y uso por la unidad de procesamiento 23. En la operacion 104, la unidad de procesamiento compara y determina si los UDAP infringen los SDAP. Si uno o mas UDAP infringen cualquiera de los SDAP, el proceso vuelve a la operacion 103, en la que los UDAP infractores se rechazan y el proceso vuelve a la operacion 102 que consulta al operario por los UDAP. Si ningun UDAP infringe cualquier SDAp , el proceso procede a la operacion 106 en la que el controlador establece todos los UDAP para cada electrodo, incluyendo la potencia de salida para cada electrodo, conforme a los UDPA y SDAP.

En la operacion 108, el controlador inicia un reloj de tiempo de sesion de ablacion conforme al Tiempo UDAP (max) para monitorizar la duracion de la sesion de ablacion, y en la operacion 110, el controlador comienza la sesion de ablacion con el generador de RF suministrando potencia de salida conforme al UDAP P(max) para cada electrodo.

En la operacion 112, el controlador adquiere MAP en tiempo real, por ejemplo, midiendo la temperatura de cada electrodo Temp(meas) a traves de los termopares 60i, la impedancia de cada electrodo Imp(meas) a traves de los circuitos 50i, y determinando la tasa de reduccion de potencia AP/ATiempo implementada por el sistema en respuesta a las temperaturas medidas Temp(meas) y/o las impedancias medidas Imp(meas).

En la operacion 114, el controlador compara los DAP con los UDAP y determina si hay electrodos infractores, por ejemplo, si la temperatura medida Temp(meas) de cualquier electrodo ha excedido la UDAP Temp (max) y/o una impedancia medida UDAP Imp (meas) de cualquier electrodo ha superado el Imp (max). Si ningun MAP de uno cualquiera o mas electrodos ha infringido ningun UDAP, el proceso procede a la consulta 134 para determinar si el reloj de tiempo de la sesion de ablacion ha superado el Tiempo de UDAP (max.). Si se ha excedido el tiempo (max), el controlador detiene la potencia de salida a todos los electrodos para terminar la sesion de ablacion, segun la operacion 136.

Si no se ha excedido el Tiempo (max), el proceso vuelve a la operacion 112 en la que el controlador continua con la sesion de ablacion mediante la adquisicion de MAP, y determina si cualquier MAP hn infringido los UDAP, hasta que el reloj excede el Tiempo de UDAP (max), segun la operacion 124, donde el proceso pasa a la operacion 136 y finaliza la sesion de ablacion deteniendo la potencia de salida a todos los electrodos.

Si en la consulta 114, el controlador 20 determina que uno o mas MAP de uno o mas electrodos han infringido uno o mas UDAP, el controlador 20 reduce la potencia de salida al uno o mas electrodos infractores de acuerdo con una o mas curvas de control de potencia, segun la operacion 116.

En la operacion 118, el controlador adquiere la temperatura del electrodo, incluida la temperatura del electrodo(s) infractor cuya potencia se ha reducido. A este respecto, se entiende que una reduccion en la potencia de salida proporcionada a un electrodo idealmente debena dar como resultado inmediatamente una disminucion de la temperatura del electrodo. Por consiguiente, en la consulta 120, el controlador identifica cualquier electrodo cuya temperatura medida haya disminuido despues de una reduccion en la potencia, y en la operacion 122 el controlador reanuda la potencia de salida a esos electrodos solamente. A este respecto, la presente invencion reconoce que un electrodo que responde inmediatamente a la reduccion de potencia mediante una reduccion de la temperatura es probablemente indicativo de un sitio de pared arterial no propenso a espasmos.

En la operacion 124, el controlador implementa un recuento de reduccion de potencia para todos los electrodos infractores restantes cuya temperatura medida no disminuyo despues de la reduccion de potencia. En la consulta 126, si el recuento de reduccion de potencia ha excedido el umbral SDAP C(s-max) en el sentido de que un electrodo infractor ha tenido mas de un numero predeterminado de reducciones de potencia que no fueron seguidas por una disminucion de temperatura medida, el controlador en la operacion 128 detiene la potencia de salida a esos electrodos como otra medida de seguridad. A este respecto, la presente invencion reconoce que un electrodo que no responde o no responde inmediatamente a la reduccion de potencia mediante una reduccion de la temperatura es probablemente indicativo de un sitio de la pared arterial que es propenso a espasmos.

Como una medida de seguridad adicional en la presente invencion, el proceso pasa a la operacion 130 en la que el controlador determina AP(det) y ATiempo(det) para cada electrodo, y en la operacion 132 detiene la potencia de salida a solo uno o mas electrodos cuyo AP/AT excede SDAP AP/AT(s-max). A este respecto, la presente invencion reconoce que un electrodo cuya temperatura medida ha activado el controlador para reducir la potencia a una tasa mayor que una tasa umbral es probablemente indicativo de un sitio de pared arterial que es propenso a espasmos. Luego el proceso continua con la consulta 134 para evaluar si el reloj de la sesion de ablacion excedio el Tiempo UDAP (max), como se ha descrito anteriormente. Si es asf, la operacion 136 detiene la potencia de salida a todos los electrodos. Si no, el proceso vuelve a la operacion 112 para adquirir MAP y proceder como se ha descrito anteriormente.

La FIG. 8 es un grafico que ilustra una curva de control o una curva de control de potencia como una funcion de la temperatura del electrodo de acuerdo con una realizacion de la presente invencion. El controlador establece la potencia de salida para cada electrodo al valor maximo UDAP P(max) que esta por debajo de SDAP P(s-max). El generador de RF aplica P(max) durante la sesion de ablacion donde MAP Temp(meas) vana entre UDAP Temp (min) y UDAP Temp (max). Sin embargo, si el MAP Temp(meas) de cualquier electrodo excede el SDAP Temp (max) por SDAP ATemp o mas, el controlador reduce la potencia de salida a los electrodos infractores en un 50% y continua reduciendo la potencia de salida en un 50% por cada aumento adicional de 1C posteriormente. Si T(meas) de cualquier electrodo aumenta a o en cualquier momento es igual a SDAP T(s-max), por ejemplo, UDAP Temp (max) 3C, la potencia de salida para el electrodo(s) infractor se baja a cero o se detiene.

Como se ha mencionado, la temperatura del electrodo medida debena disminuir idealmente de inmediato cada vez que la potencia aplicada al electrodo se reduce. Por tanto, para uno o mas electrodos en los que la temperatura medida ha excedido la UDAP Temp (max), el controlador responde reduciendo la potencia de salida a uno o mas electrodos, por ejemplo, en un 50%. En algunas realizaciones, el controlador responde disminuyendo la potencia, por ejemplo, 3w en un segundo. Si la siguiente temperatura medida no disminuye, el controlador responde de nuevo reduciendo la potencia de salida al uno o mas electrodos, por ejemplo, en otro 50%. El controlador repite este proceso de evaluar la temperatura del electrodo medida y reducir la potencia de salida para una pluralidad predeterminada (por ejemplo, dos veces en 10 ms) dentro de un penodo de tiempo predeterminado. Si la temperatura medida no disminuye (o disminuye lo suficiente) durante este proceso, el controlador detiene o baja a cero la potencia de salida del uno o mas electrodos. De acuerdo con una caractenstica de la presente invencion, el fallo de uno o mas electrodos para disminuir (o disminuir suficientemente) se reconoce como un indicador de espasmo arterial.

El controlador tambien monitoriza una tasa de reduccion de potencia deteniendo o bajando a cero la potencia de salida. Si la tasa de reduccion de potencia excede una tasa predeterminada para uno o mas electrodos, el controlador detiene o pone a cero la potencia de salida del uno o mas electrodos. De acuerdo con una caractenstica de la presente invencion, la reduccion de la potencia de salida del controlador a una tasa que excede una tasa umbral se reconoce como un indicador de espasmo arterial.

Las FIG. 9A, FIG. 9B y FIG. 9C son graficos que ilustran las actividades de temperatura durante el tiempo, impedancia durante el tiempo y potencia de salida durante el tiempo de tres electrodos EL1, EL2 y EL3 durante una sesion de ablacion con Tiempo (max) de 30 segundos, P(max) de 15W y Temp(max) de 50C. En la FIG. 9A, las temperatures medidas de los electrodos EL1 y EL2 muestran intervalos comparables entre aproximadamente 35C -52C y se siguen entre sf rastrean estrechamente a excepcion del pico local del electrodo EL2 a los 10 segundos de la sesion de ablacion. La temperature medida del electrodo EL3 muestra un intervalo menor entre aproximadamente 33,5C - 40C, con las menores variaciones durante la sesion de ablacion.

En la FIG. 9B, las impedancias medidas de los tres electrodos EL1, EL2 y EL3 muestran una disminucion general a lo largo de la sesion de ablacion. Los electrodos EL2 y EL3 se siguen entre sf estrechamente, excepto que la impedancia medida del electrodo EL2 es aproximadamente 30Q mas alta que la del electrodo EL1 durante la sesion de ablacion. La impedancia medida del electrodo EL1 muestra la disminucion mas alta de un maximo de 200Q a 0 segundos, a un mmimo de aproximadamente 145Q a los 10 segundos, y luego un ligero aumento a aproximadamente 165Q a los 25 segundos.

Los ajustes de la potencia de salida por el controlador en respuesta a varios parametros de ablacion, que incluyen la temperatura medida y la impedancia medida de los electrodos EL1, EL2 y EL3, de acuerdo con una realizacion de la presente invencion, se muestran en la FIG. 9C. El controlador aplica una potencia de salida similar a cada uno de los tres electrodos con un aumento a una tasa generalmente lineal en la potencia de salida de 0,0W a los 0 segundos y 13W a los 9 segundos. A los 10 segundos de la sesion de ablacion, la potencia de salida a los electrodos EL 1 y EL2 se mantiene a 15W, pero la potencia de salida al electrodo EL2 se reduce significativamente en aproximadamente un 75% de 15W a 3,5W en aproximadamente 1,0 segundo. Esta reduccion de potencia de salida significativa es implementada por el controlador en respuesta al fuerte aumento en la temperatura medida del electrodo EL2 de 42,0C a los 8 segundos en la sesion de ablacion a 51C a los 9,5 segundos, como se muestra en la FIG. 9A. En particular, la temperatura medida de 51C supera la Temp(max). Ventajosamente, la reduccion de la potencia de salida significativa de mas del 60% en menos de 1 segundo implementada por el controlador es reconocida ademas por el controlador como un indicador del inicio de un espasmo renal. Por consiguiente, el controlador interrumpe la potencia de salida al electrodo EL2 durante el resto de la sesion de ablacion.

Por el contrario, la FIG. 9C tambien muestra que el controlador implementa una reduccion de potencia de salida significativa para el electrodo EL1 de 15W a 9W entre los 14 y 16 segundos en la sesion de ablacion. Sin embargo, como el controlador no reconoce la reduccion de la potencia de salida del 40% durante dos segundos como un indicador del inicio de un espasmo renal, los controladores no interrumpen la potencia de salida al electrodo EL1 durante el resto de la sesion de ablacion, sino que continuan proporcionando potencia de salida al electrodo EL1 a un nivel reducido. Cuando la temperatura medida del electrodo EL1 vuelve a caer por debajo de la Temp(max) a los 20 segundos de la sesion de ablacion, el controlador aumenta la potencia de salida al electrodo EL1.

Por consiguiente, el controlador adquiere y monitoriza una tasa de reduccion de la potencia de salida AP/ATiempo contra por lo menos un SDAP, por ejemplo, AP/AT(s-max), que, como se enumera en la Tabla 2, muestra, por ejemplo, a 6W por segundo.

Las realizaciones de la presente invencion tambien pueden monitorizar una tasa de cambio de temperatura ATemp/ATiempo, y/o una tasa de cambio de impedancia AImp/ATiempo contra una o mas SDAP, incluyendo ATemp/ATiempo(s-max) y AImp/ATiempo(s-max), para controlar, ajustar, reducir y/o interrumpir la potencia de salida a uno o mas electrodos infractores.

Las realizaciones de la presente invencion no estan limitadas a generadores de senales de RF y la fuente de alimentacion de ablacion puede tomar la forma de, por ejemplo, una fuente de alimentacion de ablacion por ultrasonidos, una fuente de energfa laser o una fuente de energfa de crioablacion.

La descripcion anterior se ha presentado con referencia a las realizaciones actualmente preferidas de la invencion. Los expertos en la tecnica y la tecnologfa a la que pertenece esta invencion apreciaran que pueden poner en practica alteraciones y cambios en la estructura descrita sin apartarse significativamente del principio, esprntu y alcance de esta invencion. A este respecto, los dibujos no estan necesariamente a escala. Por consiguiente, la descripcion anterior no debe leerse como perteneciente unicamente a las estructuras precisas descritas e ilustradas en los dibujos acompanantes, sino que debe leerse de manera consecuente con y como apoyo de las reivindicaciones siguientes, que deben tener su alcance mas completo yjusto.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de ablacion renal, que comprende:

un cateter que comprende uno o mas electrodos y un circuito de deteccion configurado para detectar un parametro de ablacion para cada electrodo;

un controlador acoplado al cateter, el controlador comprendiendo una unidad de procesamiento y una memoria que almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento:

reciba un parametro de ablacion detectado para cada electrodo del circuito de deteccion;

controle una potencia suministrada a cada electrodo infractor para tener una potencia reducida cuando el parametro de ablacion detectado respectivo infringe un parametro de ablacion definido; caracterizado porque dicho controlador esta configurado ademas para

detectar una tasa de reduccion de potencia para cada electrodo infractor; y

detener la potencia suministrada a cada electrodo infractor cuando una tasa de reduccion de potencia detectada respectiva excede una tasa umbral de reduccion de potencia.

2. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que el parametro de ablacion detectado se selecciona del grupo que consiste de temperatura e impedancia.

3. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que el parametro de ablacion definido incluye un parametro de ablacion definido por el sistema.

4. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que el parametro de ablacion definido incluye un parametro de ablacion definido por el usuario.

5. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que la memoria ademas almacena instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento controle la potencia suministrada a cada electrodo infractor de acuerdo con una curva de control de potencia.

6. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 5, en el que la curva de control de potencia incluye una funcion continua por partes.

7. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que la memoria almacena ademas instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento detenga la potencia suministrada a cada electrodo cuando el tiempo de una sesion de ablacion excede un tiempo de sesion de ablacion umbral.

8. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 1, en el que el parametro de ablacion definido incluye un parametro de ablacion definido por el usuario, en el que la memoria almacena ademas instrucciones que, cuando se ejecutan por la unidad de procesamiento, hacen que la unidad de procesamiento rechace el parametro de ablacion definido por el usuario cuando el parametro de ablacion definido por el usuario infringe un parametro de ablacion definido por el sistema.

9. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 8, en el que el parametro de ablacion definido por el usuario se selecciona del grupo que consiste de la temperatura umbral maxima, y la temperatura de umbral minima, y el parametro de ablacion definido por el sistema se selecciona del grupo que consiste de la temperatura del sistema maxima, y el aumento del umbral de la temperatura detectada por encima de la temperatura umbral maxima a la cual se reduce la potencia de cada electrodo infractor.

10. El sistema de ablacion renal de la reivindicacion 8, en el que el parametro de ablacion definido por el usuario se selecciona del grupo que consiste de la impedancia de umbral maxima y la impedancia de umbral minima, y el parametro de ablacion definido por el sistema se selecciona del grupo que consiste de la impedancia del sistema maxima y la Impedancia del sistema minima.

11. Un sistema de ablacion renal de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que dicho parametro de ablacion es una temperatura detectada y dicho cateter comprende ademas un circuito de deteccion de temperatura.

12. Un sistema de ablacion renal, que comprende:

un cateter que comprende uno o mas electrodos y un circuito de deteccion de temperatura configurado para detectar una temperatura para cada electrodo;

reciba una primera temperatura detectada para cada electrodo desde el circuito de deteccion de temperatura;

controle una potencia suministrada a un electrodo infractor para tener un nivel de potencia reducido cuando la temperatura detectada del electrodo infractor es mayor que la temperatura umbral;

reciba una temperatura detectada posterior para el electrodo infractor despues de una reduccion del nivel de potencia suministrada al electrodo infractor; y

detenga la potencia suministrada al electrodo infractor cuando la temperatura detectada posterior no es igual o inferior a la temperatura umbral.