ES2906407T3 - Generador electroquirúrgico - Google Patents

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Malcolm White
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Ilan Davies
Christopher Duff
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Abstract

Un generador electroquirúrgico que comprende: una unidad de suministro de señales electromagnéticas para generar energía de radiofrecuencia (RF) y/o microondas; un puerto de salida configurado para poder conectarse a una línea de transmisión coaxial para transmitir la energía de RF y/o microondas a una sonda para administrar la energía de RF y/o microondas desde su extremo distal; una estructura de alimentación para transmitir la energía de RF y/o microondas hasta el puerto de salida; y una unidad de suministro de forma de onda de electroporación dispuesta para generar energía que tenga una forma de onda de electroporación para provocar la electroporación reversible o irreversible (EIR) de tejido biológico, en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación comprende: una fuente de corriente continua que es independiente de la unidad de suministro de señales electromagnéticas para generar energía de radiofrecuencia (RF) y/o microondas; y un generador de impulsos conectado a la fuente de corriente continua y configurado para generar uno o más impulsos de corriente continua como la forma de onda de electroporación, en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación se conecta a la estructura de alimentación para transmitir la forma de onda de electroporación al puerto de salida para la administración a la sonda, y en donde la estructura de alimentación comprende una vía de señales común para transmitir la forma de onda de electroporación y la energía de RF y/o microondas al puerto de salida.

Description

DESCRIPCIÓN
Generador electroquirúrgico
Campo de la invención
La invención se refiere a un sistema electroquirúrgico para administrar energía eléctrica o electromagnética en una pluralidad de modalidades a fin de provocar diferentes efectos en el tejido biológico de un sitio de tratamiento. En particular, la invención se refiere a un generador electroquirúrgico para el suministro selectivo de energía con diferentes modalidades a lo largo de un cable de alimentación común, que puede ser capaz de introducirse a través de un canal para instrumentos de un dispositivo de exploración quirúrgica (p. ej., endoscopio o broncoscopio) a fin de tratar tejido biológico de una manera mínimamente invasiva.
Antecedentes de la invención
Los generadores electroquirúrgicos son omnipresentes en los quirófanos de los hospitales, para usar en procedimientos abiertos y laparoscópicos, y también están cada vez más presentes en las salas de endoscopia. En los procedimientos endoscópicos, el accesorio electroquirúrgico normalmente se introduce a través de una luz dentro de un endoscopio. En comparación con el canal de puerto equivalente para la cirugía laparoscópica, dicha luz tiene un calibre más estrecho y una mayor en longitud.
Se conoce el uso de energía de radiofrecuencia (RF) para cortar tejido biológico. El método de corte utilizando energía de RF funciona utilizando el principio de que a medida que una corriente eléctrica pasa a través de una matriz de tejido (ayudada por el contenido iónico de las células y los electrolitos intercelulares), la impedancia al flujo de electrones a través del tejido genera calor. Cuando se aplica una tensión de RF a la matriz del tejido, se genera suficiente calor dentro de las células para evaporar el contenido acuoso del tejido. Como resultado de esta creciente desecación, particularmente adyacente a la región emisora de RF del instrumento (denominada en el presente documento hoja de RF) que tiene la densidad de corriente más alta de todo el flujo de corriente a través del tejido, el tejido adyacente al polo cortado de la hoja de RF pierde el contacto directo con la hoja. Entonces, la tensión aplicada aparece casi en su totalidad a través de este hueco que, como resultado, se ioniza, formando un plasma, que tiene una resistividad de volumen muy alta en comparación con el tejido. Esta diferenciación es importante, ya que enfoca la energía aplicada al plasma que completó el circuito eléctrico entre el polo de corte de la hoja de RF y el tejido. Cualquier material volátil que entre en el plasma con la suficiente lentitud se evapora y, por lo tanto, la percepción es la de un plasma de disección de tejido.
El documento GB 2 486 343 desvela un sistema de control para un aparato electroquirúrgico que suministra tanto energía de RF como de microondas para tratar tejido biológico. El perfil de administración de energía tanto de la energía de RF como de la energía de microondas suministrada a una sonda se establece en función de la tensión muestreada y de la información actual de la energía de RF transmitida a la sonda y la información de potencia reflejada y directa muestreada para la energía de microondas transmitida hacia y desde la sonda.
El documento GB 2 522 533 desvela un circuito de aislamiento para un generador electroquirúrgico dispuesto para producir energía de radiofrecuencia (RF) y energía de microondas para tratar tejido biológico. El circuito de aislamiento comprende un aislante de guía de ondas sintonizable en una unión entre el canal de microondas y el combinador de señales, y puede incluir una estructura capacitiva entre un conductor de tierra del combinador de señales y una sección de entrada conductora del aislante de guía de ondas para inhibir el acoplamiento de la energía de RF y la fuga de la energía de microondas.
El documento WO 2010/068795 A2 se refiere a un sistema para el tratamiento no térmico de regiones de tejido diana y, posteriormente, la ablación térmica de tejido a lo largo de una vía tisular para coagular los vasos sanguíneos y evitar la diseminación de la vía.
El documento WO 2017/116796 A1 se refiere a sistemas quirúrgicos que emplean instrumentos y generadores que utilizan ultrasonidos, radiofrecuencia bipolar o monopolar, electroporación irreversible y/o reversible, y/o tecnologías de microondas, entre otros.
El documento EP 3248561 A1 se refiere a un sistema electroquirúrgico que incluye un generador configurado para generar una forma de onda de electroporación y una forma de onda de calentamiento por radiofrecuencia.
Sumario de la invención
En su forma más general, la presente invención propone un generador electroquirúrgico capaz de suministrar energía en una forma de onda que es capaz de provocar la electroporación en tejido biológico. El generador electroquirúrgico puede comprender una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que está integrada con medios para generar señales electromagnéticas de microondas y señales electromagnéticas de radiofrecuencia para tratamiento. El generador electroquirúrgico puede configurarse para administrar diferentes tipos de energía a lo largo de un cable de alimentación común. Así pues, se puede utilizar un solo generador como fuente de energía de diferentes tipos de tratamiento. Esto puede ser ventajoso en términos de reducir al mínimo el equipo necesario en una sala de tratamiento.
La forma de onda de electroporación puede comprender uno o más impulsos de energía de alta tensión configurados para abrir los poros de las membranas celulares. La invención se puede utilizar en un escenario en el que esté presente un agente terapéutico en un sitio de tratamiento, de modo que la apertura de poros de la membrana celular facilite o permita que el agente terapéutico entre en las células. Dicho de otro modo, la invención se puede utilizar en procedimientos de electroporación convencionales.
De manera alternativa o adicional, la energía para la electroporación se puede configurar para abrir los poros de manera permanente, provocando así una alteración irreversible de la membrana celular que produce la muerte de las células. Dicho de otro modo, el instrumento se puede utilizar para la Electroporación IRreversible (EIR).
De acuerdo con la invención, se proporciona un generador electroquirúrgico que comprende: una unidad de suministro de señales electromagnéticas para generar energía de radiofrecuencia (RF) o microondas; un puerto de salida configurado para poder conectarse a una sonda para la administración de la energía de RF o microondas desde su extremo distal; una estructura de alimentación para transmitir la energía de RF o microondas hasta el puerto de salida; y una unidad de suministro de forma de onda de electroporación dispuesta para generar energía que tenga una forma de onda de electroporación para provocar la electroporación reversible o irreversible (EIR) de tejido biológico, en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación está conectada a la estructura de alimentación para transmitir la forma de onda de electroporación hasta el puerto de salida para su administración a la sonda, y en donde la estructura de alimentación comprende una vía de señales común para transmitir la forma de onda de electroporación y la energía de RF o microondas hasta el puerto de salida. En esta disposición, el mismo generador puede suministrar energía de RF y/o energía de microondas, p. ej., para el corte de tejido, la ablación, la hemostasia u otros efectos, así como la forma de onda de electroporación para provocar la electroporación o la EIR en el tejido. La EIR se puede utilizar para tratar el cáncer de hígado, de próstata y de páncreas. Al incorporar la energía de RF y/o microondas en un generador común, la invención puede permitir que la misma sonda también administre energía de RF y/o microondas. Esto puede proporcionar más opciones de tratamiento para el médico durante un procedimiento de tratamiento. Por ejemplo, la capacidad de realizar una electroporación irreversible puede proporcionar a la sonda una modalidad de tratamiento del tejido enfocado en la punta distal. Esto, a su vez, puede permitir la utilización de una modalidad de ablación por microondas para tratar un mayor volumen alrededor de la punta distal. En combinación, el instrumento se puede controlar para seleccionar el volumen de tejido al que se administra la energía.
La unidad de suministro de señales electromagnéticas puede estar dispuesta para suministrar tanto energía de RF como energía de microondas, ya sea por separado o simultáneamente. Por ejemplo, la unidad de suministro de señales electromagnéticas puede comprender un generador de señales de radiofrecuencia (RF) para generar radiación electromagnética (EM) de RF que tenga una primera frecuencia, y un generador de señales de microondas para generar radiación EM de microondas que tenga una segunda frecuencia que sea más alta que la primera frecuencia.
La energía de RF y la energía de microondas se pueden transmitir por separado a la vía de señales común. Por ejemplo, la estructura de alimentación puede comprender un canal de RF para conectar el puerto de salida al generador de señales de RF, y un canal de microondas para conectar el puerto de salida al generador de señales de microondas. El canal de RF y el canal de microondas pueden comprender vías de señales separadas físicamente del generador de señales de RF y del generador de señales de microondas, respectivamente. La estructura de alimentación puede incluir un circuito de combinación que tenga una primera entrada conectada para recibir la radiación EM de RF del canal de RF, una segunda entrada conectada para recibir la radiación EM de microondas procedente del canal de microondas y una salida en comunicación con la primera y la segunda entrada para transferir la radiación EM de RF y la radiación EM de microondas a la vía de señales común.
La unidad de suministro de forma de onda de electroporación se puede conectar a la vía de señales común a través del canal de RF. Por ejemplo, se puede conectar un interruptor en el canal de RF, en donde el generador de señales de RF y la unidad de suministro de forma de onda de electroporación se pueden conectar selectivamente al canal de RF mediante el interruptor. El interruptor puede ser cualquier dispositivo de conmutación capaz de transmitir energía de alta frecuencia (p. ej., FUA [Frecuencia UltraAlta) (correspondiente a la energía de RF expuesta en el presente documento) así como impulsos de alta tensión (p. ej., de hasta 10 kV) asociados a la forma de onda de electroporación. Por ejemplo, se puede utilizar un relé de láminas de alta frecuencia.
La estructura de alimentación puede incluir un aislante de guía de ondas conectado para aislar el canal de microondas de la radiación EM de RF. El canal de RF y el canal de microondas se pueden acoplar al aislante de guía de ondas mediante conectores coaxiales de tipo N. Para evitar los fallos provocados por impulsos en la forma de onda de electroporación, las partes de los conectores de tipo N que sobresalen en el aislante de guía de ondas pueden estar rodeadas por un material aislante, tal como PFTE, que tenga un espesor seleccionado para inhibir la ruptura.
La forma de onda de electroporación puede comprender uno o más impulsos rápidos de alta tensión. Cada impulso puede tener un ancho de impulso en un intervalo de 1 ns a 10 ms, preferentemente en el intervalo de 1 ns a 100 ps, aunque la invención no necesita limitarse a este intervalo. Se pueden preferir impulsos de duración más corta (p. ej., igual o inferior a 10 ns) para la electroporación reversible. Para la electroporación irreversible, se pueden utilizar impulsos de mayor duración o más impulsos que en la electroporación reversible.
Preferentemente, el tiempo de subida de cada impulso es igual o inferior al 90 % de la duración del impulso, más preferentemente igual o inferior al 50 % de la duración del impulso, y lo más preferentemente igual o inferior al 10 % de la duración del impulso. Para los impulsos más cortos, el tiempo de subida puede ser del orden de 100 ps.
Cada impulso puede tener una amplitud en el intervalo de 10 V a 10 kV, preferentemente en el intervalo de 1 kV a 10 kV. Cada impulso puede ser un impulso positivo de un potencial de tierra, o una secuencia de impulsos positivos y negativos alternos de un potencial de tierra.
La forma de onda de electroporación puede ser un solo impulso o una pluralidad de impulsos, p. ej., un período de cadena de impulsos. La forma de onda puede tener un coeficiente de utilización igual o inferior al 50 %, p. ej., en el intervalo del 0,5 % al 50 %.
En un ejemplo, se pueden utilizar anchos de impulso del orden de 200 ms administrados en una serie de 10 a 100 impulsos para la electroporación irreversible. En un ejemplo, la forma de onda de electroporación puede comprender impulsos de 10 x 300 ps de amplitud 1,5 kV administrados tres veces con aproximadamente 1 minuto entre cada administración. Esta forma de onda puede provocar la apoptosis celular o la muerte en el carcinoma hepatocelular.
La forma de onda de electroporación puede administrarse durante un período de tratamiento que se seleccione dependiendo del efecto deseado. Por ejemplo, el período de tratamiento puede ser corto, p. ej., inferior a 1 segundo, o de unos cuantos segundos, o de aproximadamente 1 minuto. Como alternativa, el período de tratamiento puede ser más largo, p. ej., de hasta una hora.
El circuito generador de impulsos puede controlarse para adaptar o variar la forma de onda de electroporación para adaptarse al tratamiento deseado. Así pues, cualquiera de los ciclos de trabajo, ancho de impulso y amplitud de impulso se puede ajustar de forma variable.
La unidad de suministro de forma de onda de electroporación puede comprender una fuente de corriente continua, p. ej., dispuesta para funcionar como una fuente de alta tensión, y un generador de impulsos conectado a la fuente de corriente continua y configurado para generar uno o más impulsos de corriente continua como forma de onda de electroporación. La fuente de corriente continua puede ser independiente de otras fuentes de alimentación para el generador.
La unidad de suministro de forma de onda de electroporación puede comprender un módulo de señales de impulso conectado al generador de impulsos y dispuesto para transmitir una o más señales de activación de impulsos a un generador de impulsos, en donde el generador de impulsos está configurado para emitir un impulso de corriente continua al recibir una señal de activación de impulsos. En un ejemplo, la señal de activación de impulsos se utiliza para activar un circuito impulsor para el generador de impulsos, p. ej. para hacer que se suministre una señal impulsora al generador de impulsos para extraer energía de la fuente de corriente continua.
Mediante la señal de activación de impulsos, se puede establecer la duración de cada impulso (p. ej., un ancho de impulso) de corriente continua. El módulo de señales de impulso puede controlarse para permitir el ajuste de la duración de cada impulso de corriente continua, p. ej., bajo el control de un microprocesador. Las señales de activación de impulsos pueden obtenerse de una señal de reloj del microprocesador. La duración de cada impulso de corriente continua puede estar en el intervalo de 1 ns a 10 ms.
La fuente de corriente continua puede comprender un suministro de tensión ajustable y un convertidor de CC-CC dispuesto para aumentar la tensión del suministro de tensión ajustable. Por ejemplo, el suministro de tensión ajustable puede tener una tensión de salida que sea ajustable en el intervalo de 1,2 V a 5 V. El convertidor de CC-CC puede convertir esto en una señal que tenga una amplitud de tensión máxima que sea una, dos o tres magnitudes más alta, p. ej., en el intervalo de 10 V a 10 kV, preferentemente igual o superior a 400 V. Se puede controlar la amplitud de cada impulso de corriente continua estableciendo una tensión de salida del suministro de tensión ajustable.
El generador de impulsos puede comprender un circuito en contrafase, p. ej., formado por un par de MOSFET (Metal-Oxide-Semiconductor Field-Effect Transistors, transistores de efecto de campo de semiconductor de óxido metálico) conectados para extraer energía de la fuente de corriente continua.
El generador se puede conectar a una sonda, p. ej., a través de una línea de transmisión coaxial que se extiende desde el puerto de salida. La sonda puede comprender un instrumento electroquirúrgico adecuado para la inserción a través de un canal instrumental en un dispositivo de exploración quirúrgica. El instrumento electroquirúrgico puede tener un ensamblaje de extremo distal configurado para emitir cualquiera de las energías de r F , microondas y electroporación expuestas en el presente documento. En un ejemplo, el ensamblaje del extremo distal puede incluir una estructura coaxial en la que un conductor interno sobresalga más allá de un extremo distal de un conductor externo y quede expuesto en el extremo distal de la sonda. Con esta configuración, el ensamblaje del extremo distal formó una estructura de administración de energía bipolar para administrar energía de RF y una antena de microondas para irradiar energía de microondas. Asimismo, la forma de onda de electroporación puede establecer un campo eléctrico momentáneo entre los extremos más distales expuestos del conductor interno y el conductor externo. Los conductores expuestos pueden estar separados por una distancia en el intervalo de 1 a 3 mm. El campo aplicado puede tener así una amplitud en un intervalo preferido entre 300 V/mm y 10 kV/mm.
En la presente memoria descriptiva, "microondas" puede usarse ampliamente para indicar un intervalo de frecuencia de 400 MHz a 100 GHz, pero preferentemente el intervalo de 400 MHz a 60 GHz. Las frecuencias específicas que se han considerado son las siguientes: 433 MHz, 915 MHz, 2,45 GHz, 3,3 GHz, 5,8 GHz, 10 GHz, 14,5 GHz y 24 GHz. El dispositivo puede suministrar energía en más de una de estas frecuencias de microondas. El término "radiofrecuencia" o "RF" se puede utilizar para indicar una frecuencia de entre 300 kHz y 400 MHz.
En el presente documento, el término "interno" significa radialmente más cercano al centro (p. ej., eje) del canal instrumental. El término "externo" significa radialmente más alejado del centro (eje) del canal instrumental.
En el presente documento, el término "conductor" se utiliza con el significado "conductor de la electricidad", a menos que el contexto indique otra cosa.
En el presente documento, los términos "proximal" y "distal" se refieren a los extremos de la estructura de transmisión de energía situados más lejos y más cerca del sitio de tratamiento, respectivamente. Así pues, en uso, el extremo proximal está más cerca de un generador que proporciona la energía de microondas, mientras que el extremo distal está más cerca del sitio de tratamiento, es decir del paciente.
Breve descripción de los dibujos
Las realizaciones de la invención se describen con detalle a continuación con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:
la Fig. 1 es un diagrama esquemático de un tipo conocido de generador electroquirúrgico al que se puede aplicar la presente invención;
la Fig. 2 es un diagrama esquemático de un circuito de aislamiento que se puede utilizar en un generador electroquirúrgico de la Fig. 1;
la Fig. 3 es un diagrama esquemático de un generador electroquirúrgico que tiene una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que es una realización de la invención;
la Fig. 4 es un diagrama esquemático que muestra un sistema electroquirúrgico que utiliza el generador electroquirúrgico de la Fig. 3 con un instrumento que se puede insertar a través de un dispositivo de exploración quirúrgica;
la Fig. 5 es una vista en sección transversal esquemática de un ensamblaje de extremo distal de un instrumento electroquirúrgico que es adecuado para usar con la presente invención;
la Fig. 6 es un diagrama de un circuito para un controlador de impulsos adecuado para usar en una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que es una realización de la invención;
la Fig. 7 es un diagrama de un circuito para un suministro de alta tensión ajustable adecuado para usar en una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que es una realización de la invención; y
la Fig. 8 es un diagrama de un circuito para un generador de impulsos que es adecuado para usar en una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que es una realización de la invención.
Descripción detallada; opciones y preferencias adicionales
Antecedentes
La Fig. 1 muestra un diagrama esquemático de un aparato electroquirúrgico 400 tal como el desvelado en el documento GB 2486343 que es útil para comprender la invención. El aparato comprende un canal de RF y un canal de microondas. El canal de RF contiene componentes para generar y controlar una señal electromagnética de frecuencia de RF a un nivel de potencia adecuado para tratar (p. ej., cortar o desecar) el tejido biológico. El canal de microondas contiene componentes para generar y controlar una señal electromagnética de frecuencia de microondas a un nivel de potencia adecuado para tratar (p. ej., coagular o extirpar) el tejido biológico.
El canal de microondas tiene una fuente de frecuencia de microondas 402 seguida de un divisor de potencia 424 (p. ej., un divisor de potencia de 3 dB), que divide la señal de la fuente 402 en dos ramas. Una rama del divisor de potencia 424 forma un canal de microondas, que tiene un módulo de control de potencia que comprende un atenuador variable 404 controlado por un controlador 406 a través de la señal de control V10 y un modulador de señales 408 controlado por el controlador 406 a través de la señal de control V11, y un módulo amplificador que comprende un amplificador impulsor 410 y un amplificador de potencia 412 para generar radiación e M de microondas directa para suministrar desde una sonda 420 a un nivel de potencia adecuado para el tratamiento. Después del módulo amplificador, el canal de microondas continúa con un módulo de acoplamiento de señales de microondas (que forma parte de un detector de señales de microondas) que comprende un circulador 416 conectado para suministrar energía EM de microondas desde la fuente hasta la sonda a lo largo de una trayectoria entre su primer y segundo puertos, un acoplador directo 414 en el primer puerto del circulador 416 y un acoplador reflejado 418 en el tercer puerto del circulador 416. Después de pasar a través del acoplador reflejado, la energía EM de microondas del tercer puerto se absorbe en una carga de descarga de potencia 422. El módulo de acoplamiento de señales de microondas también incluye un conmutador 415 operado por el controlador 406 a través de la señal de control V12 para conectar la señal acoplada hacia delante o la señal acoplada reflejada a un receptor heterodino para la detección.
La otra rama del divisor de potencia 424 forma un canal de medición. El canal de medición elude la agrupación de amplificación en el canal de microondas y, por lo tanto, está dispuesto para suministrar una señal de baja potencia desde la sonda. Un conmutador de selección de canal primario 426 controlado por el controlador 406 a través de la señal de control V13 puede operarse para seleccionar una señal ya sea del canal de microondas o del canal de medición para suministrar a la sonda. Un filtro de paso de banda alta 427 está conectado entre el conmutador de selección de canal primario 426 y la sonda 420 para proteger el generador de señales de microondas de las señales de RF de baja frecuencia.
El canal de medición incluye componentes dispuestos para detectar la fase y la magnitud de la potencia reflejada por la sonda, lo que puede proporcionar información sobre el material, por ejemplo, el tejido biológico presente en el extremo distal de la sonda. El canal de medición comprende un circulador 428 conectado para suministrar energía EM de microondas desde la fuente 402 hasta la sonda a lo largo de una trayectoria entre su primer y segundo puertos. Una señal reflejada devuelta desde la sonda se dirige al tercer puerto del circulador 428. El circulador 428 se utiliza para proporcionar aislamiento entre la señal directa y la señal reflejada para facilitar una medición precisa. Sin embargo, como el circulador no proporciona un aislamiento completo entre su primer y tercer puertos, es decir, parte de la señal directa puede penetrar en el tercer puerto e interferir con la señal reflejada, puede usarse un circuito de cancelación de corrientes portadoras que inyecta una parte de la señal directa (desde el acoplador directo 430) de vuelta a la señal que sale del tercer puerto (a través del acoplador de inyección 432). El circuito de cancelación de corrientes portadoras incluye un ajustador de fase 434 para garantizar que la parte inyectada esté desfasada 180° con cualquier señal que penetre en el tercer puerto desde el primer puerto para cancelarla. El circuito de cancelación de corrientes portadoras también incluye un atenuador de señales 436 para garantizar que la magnitud de la porción inyectada sea la misma que cualquier señal penetrante.
Para compensar cualquier desviación en la señal directa, se proporciona un acoplador directo 438 en el canal de medición. La salida acoplada del acoplador directo 438 y la señal reflejada desde el tercer puerto del circulador 428 están conectadas al terminal de entrada respectivo de un conmutador 440, que se opera mediante el controlador 406 a través de la señal de control V14 para conectar ya sea la señal directa acoplada o la señal reflejada a un receptor heterodino para su detección.
La salida del conmutador 440 (es decir, la salida del canal de medición) y la salida del conmutador 415 (es decir, la salida del canal de microondas) se conectan a un terminal de entrada respectivo de un conmutador de selección de canal secundario 442, que puede operarse mediante el controlador 406 a través de la señal de control V15 junto con el conmutador de selección de canal primario para garantizar que la salida del canal de medición se conecte al receptor heterodino cuando el canal de medición esté suministrando energía a la sonda y que la salida del canal de microondas se conecte al receptor heterodino cuando el canal de microondas esté suministrando energía a la sonda.
El receptor heterodino se utiliza para extraer la información de fase y magnitud de la salida de señales mediante el conmutador de selección de canal secundario 442. Se muestra un único receptor heterodino en este sistema, pero si fuera necesario podría usarse un receptor heterodino doble (que contiene dos osciladores locales y mezcladores) para mezclar la frecuencia de fuente dos veces antes de que la señal entre en el controlador. El receptor heterodino comprende un oscilador local 444 y un mezclador 448 para mezclar la salida de señales mediante el conmutador de selección de canal secundario 442. La frecuencia de la señal de oscilador local se selecciona de manera que la salida del mezclador 448 esté en una frecuencia intermedia adecuada para recibirse en el controlador 406. Se proporcionan filtros de paso de banda 446, 450 para proteger el oscilador local 444 y el controlador 406 de las señales de microondas de alta frecuencia.
El controlador 406 recibe la salida del receptor heterodino y determina (p. ej., extrae) a partir del mismo, información indicativa de la fase y magnitud de las señales directas y/o reflejadas en el canal de microondas o de medición. Esta información se puede utilizar para controlar el suministro de radiación EM de microondas de alta potencia en el canal de microondas o radiación EM de RF de alta potencia en el canal de RF. Un usuario puede interactuar con el controlador 406 a través de una interfaz de usuario 452, como se ha expuesto anteriormente.
El canal de RF mostrado en la figura 1 comprende una fuente de frecuencia de RF 454 conectada a un impulsor de puerta 456 que se controla mediante el controlador 406 a través de la señal de control V16. El impulsor de puerta 456 suministra una señal de operación para un amplificador de RF 458, que es una disposición de medio puente. La tensión de consumo de la disposición de medio puente puede controlarse a través de una alimentación en corriente continua variable 460. Un transformador de salida 462 transfiere la señal de RF generada a una línea para suministrar a la sonda 420. Un filtro 464 de paso bajo, de paso de banda de parada de banda o de muesca está conectado en esa línea para proteger el generador de señales de RF de las señales de microondas de alta frecuencia.
Un transformador de corriente 466 se conecta en el canal de RF para medir la corriente suministrada a la carga de tejido. Se utiliza un divisor de potencial 468 (que puede extraerse del transformador de salida) para medir la tensión. Las señales de salida del divisor de potencial 468 y el transformador de corriente 466 (es decir, salidas de tensión indicativas de la tensión y la corriente) se conectan directamente al controlador 406 después del acondicionamiento mediante los respectivos amplificadores de amortiguación 470, 472 y diodos Zener de mantenimiento de tensión 474, 476, 478, 480 (mostrados como señales B y C en la figura 1).
Para obtener información de fase, las señales de tensión y corriente (B y C) también se conectan a un comparador de fase 482 (p. ej., una puerta EXOR) cuya tensión de salida está integrada por el circuito RC 484 para producir una salida de tensión (mostrada como A en la figura 1) que sea proporcional a la diferencia de fase entre las formas de onda de tensión y corriente. Esta salida de tensión (señal A) se conecta directamente al controlador 406.
El canal de microondas/medición y el canal de RF se conectan a un combinador de señales 114, que transmite ambos tipos de señales por separado o simultáneamente a lo largo del ensamblaje de cables 116 hasta la sonda 420, desde la que se suministra (p. ej., se irradia) al tejido biológico de un paciente.
Puede proporcionarse un aislante de guía de ondas (no mostrado) en la unión entre el canal de microondas y el combinador de señales. El aislante de guía de ondas puede configurarse para realizar tres funciones: (i) permitir el paso de una potencia de microondas muy alta (p. ej., superior a 10 W); (ii) bloquear el paso de la potencia de RF; y (iii) proporcionar un alta tensión soportada (p. ej., superior a 10 kV). También se puede proporcionar una estructura capacitiva (también conocida como ruptura de CC) en el (p. ej., dentro del) o junto al aislante de guía de ondas. El fin de la estructura capacitiva es reducir el acoplamiento capacitivo a través de la barrera de aislamiento.
La Fig. 2 es un diagrama esquemático de un circuito aislante como se describe en el documento GB 2522533, que también es útil para comprender la invención. El circuito de aislamiento forma parte de una estructura de alimentación para transmitir radiación EM de RF desde un generador 218 de señales de Rf y radiación de microondas desde un generador 220 de señales de microondas a una sonda. La sonda (no mostrada) se puede conectar a un puerto de salida 228 dispuesto en un alojamiento 226. Se proporciona un manguito aislante 229 en el puerto de salida 228 del alojamiento para evitar que una vía de corriente se conecte en la carcasa conectada a tierra del alojamiento con los componentes flotantes conectados al puerto de salida 228.
La estructura de alimentación comprende un canal de RF que tiene una vía de señales de RF 212, 214 para transmitir la radiación EM de RF, y un canal de microondas que tiene una vía de señales de microondas 210 para transmitir la radiación EM de microondas. Las vías de señales para la radiación EM de RF y la radiación de microondas están separadas físicamente entre sí. El generador de señales de RF está conectado a la vía de señales de RF 212, 214 a través de un transformador de tensión 216. La bobina secundaria del transformador 216 (es decir, la del lado de la sonda de la disposición) está flotando, por lo que no hay una vía de corriente directa entre el paciente y el generador 218 de señales de RF. Esto significa que tanto el conductor de señales 212 como el conductor de tierra 214 de la vía 212, 214 de señales de RF están flotando.
El circuito de aislamiento comprende un aislante 600 de guía de ondas cuyo espacio de aislamiento está configurado para proporcionar el nivel necesario de aislamiento de CC al mismo tiempo que tiene una reactancia capacitiva lo suficientemente baja a la frecuencia de la energía de microondas para evitar fugas de energía de microondas en el espacio. El espacio puede ser de 0,6 mm o mayor, p. ej., de 0,75 mm. La energía de RF no puede acoplarse entre los dos extremos del aislante, porque el diámetro del tubo crea una inductancia muy larga en serie con cada una de las sondas en la frecuencia de RF.
El circuito de aislamiento tiene un circuito de combinación integrado con el aislante 600 de guía de ondas. Un conductor de señales 212 y un conductor de tierra 214 portadores de la señal de RF están conectados a un conector 602 de RF coaxial (alimentación de RF), que introduce la señal de RF en el aislante 600 de guía de ondas, desde donde se transmite desde un puerto de salida 232 hacia la sonda.
El espacio de aislamiento 603 está dispuesto para evitar que la señal de RF se vuelva a acoplar en el puerto de entrada 230. Se evita que la energía de microondas se acople al conector de RF 602 mediante la colocación cuidadosa de la varilla conductora interna dentro del aislante de guía de ondas.
Se incorpora una unidad de sintonización en el aislante 600 de guía de ondas para reducir la pérdida de retorno de la alineación de componentes. La unidad de sintonización comprende tres terminales 231 que se pueden insertar de forma ajustable, p. ej., atornillar, en el cuerpo de la cavidad.
Además, el canal de RF tiene una reactancia ajustable 217 que funciona bajo el control de la señal de control C1 para adaptarse a (p. ej., compensar) los cambios en la capacitancia surgidos de las diferentes longitudes de cable utilizadas con el generador. La reactancia ajustable 217 puede comprender uno o más condensadores o inductores sintonizables electrónicamente o conmutados conectados en derivación o en serie con el canal de RF.
Capacidad de tratamiento mejorada
La presente invención proporciona una unidad de suministro de forma de onda de electroporación que se puede integrar con el generador electroquirúrgico expuesto anteriormente. En el presente documento, la expresión "forma de onda de electroporación" se utiliza para referirse a uno o más impulsos de energía de alta tensión muy cortos.
Por ejemplo, cada impulso puede tener una duración (es decir, un ancho de impulso) en el intervalo de 1 ns a 10 ms, preferentemente en el intervalo de 100 ns a 1 ms. La forma de onda comprende preferentemente una pluralidad de impulsos. El coeficiente de utilización de una cadena de impulsos formado por la pluralidad de impulsos puede ser igual o inferior al 50 %. En un ejemplo, los impulsos pueden administrarse a una frecuencia de 50 Hz.
Cada impulso puede tener una tensión máxima (es decir, la amplitud máxima del impulso) en el intervalo de 10 V a 10 kV, preferentemente en el intervalo de 100 V a 10 kV, más preferentemente en el intervalo de 400 V a 10 kV.
La forma de onda de electroporación puede configurarse para provocar la electroporación reversible o irreversible (EIR) de tejido biológico en un sitio de tratamiento.
Como se analiza a continuación, la unidad de suministro de forma de onda de electroporación puede disponerse para suministrar la forma de onda de electroporación a través de la misma vía de señales que la energía de microondas y la energía de RF. Por consiguiente, la invención puede proporcionar un generador que sea capaz de suministrar selectivamente cualquier energía de microondas, energía de RF y energía de inducción de la electroporación a un solo instrumento. De este modo, la invención puede contribuir a un sistema electroquirúrgico multimodal en el que una sola unidad generadora puede suministrar energía para una amplia selección de tipos de tratamiento. Por ejemplo, se sabe que la energía de microondas y la energía de RF se pueden utilizar para la resección o ablación de tejidos y hemostasia. También, también se conoce la administración de gas a través de un instrumento a un sitio de tratamiento mediante la cual se pueden utilizar la RF y/o las microondas para incidir en un plasma térmico o no térmico a fin de esterilizar tejidos u otro tratamiento. La presente invención puede potenciar esas modalidades de tratamiento proporcionando un efecto de electroporación. También se pueden integrar otras funcionalidades en el sistema, p. ej., técnicas de crioablación, corte por ultrasonidos, etc.
La Fig. 3 es un diagrama esquemático de una unidad 250 de suministro de forma de onda de electroporación que es una realización de la invención. Como se muestra en la Fig. 3, la unidad 250 de suministro de forma de onda de electroporación está integrada en un generador electroquirúrgico del tipo expuesto anteriormente con respecto a las Fig. 1 y 2. Los componentes en común con las Fig. 1 y 2 reciben los mismos números de referencia y no se describen de nuevo.
La unidad 250 de suministro de forma de onda de electroporación comprende un controlador 252 que se puede manejar, p. ej., a través de la interfaz de usuario 264 para controlar los parámetros de la forma de onda de electroporación, en particular, el ancho del impulso, la amplitud del impulso y el coeficiente de utilización (p. ej., la frecuencia de los impulsos en una cadena de múltiples impulsos). El controlador 252 incluye un módulo 254 de señales de impulso que funciona para enviar señales de activación de impulsos a un generador 256 de impulsos. En un ejemplo, el generador 256 de impulsos se puede configurar como un circuito de conmutación en contrafase. El propio generador 256 de impulsos puede recibir energía para funcionar desde una fuente de alimentación específica 258 que sea independiente de la fuente de alimentación del controlador. Esta disposición puede ser necesaria cuando el requerimiento de potencia para impulsar el circuito en contrafase sea más alto que el que se necesita para el controlador. Por ejemplo, la fuente de alimentación 258 puede funcionar a 25 V, mientras que la fuente de alimentación del controlador puede funcionar a 5 V.
Un suministro de alta tensión 262 está conectado a través del generador 256 de impulsos. El suministro de alta tensión 262 puede comprender un convertidor CC-CC que convierta una tensión de salida del suministro de tensión 260. El suministro de tensión 260 está conectado y se puede controlar mediante el controlador 252, p. ej., para configurar la tensión de salida. Por ejemplo, el suministro de tensión 260 puede ser un suministro de tensión ajustable, donde la tensión de salida se puede ajustar en un intervalo entre 1,2 V y 5 V. El suministro de tensión 260 y la fuente de alimentación 258 son fuentes de CC, p. ej., convertidas (rectificadas) de una fuente de alimentación principal (no se muestra).
El generador 256 de impulsos emite la forma de onda de electroporación en una línea de transmisión 242 que está conectada al canal de RF expuesto anteriormente por el interruptor 240. El conmutador 240 se puede seleccionar para que sea capaz de transmitir tensiones de CC de hasta 10 kV, además de ser adecuado para transmitir energía de RF. Por ejemplo, se puede utilizar un relé de láminas de alta frecuencia. Un interruptor unipolar de doble tiro (SPDT, Single-Pole, Dual Throw) puede ser ventajoso para este componente, ya que permite una conmutación de baja pérdida de inserción entre la señal de RF y el impulso o impulsos de alta tensión de la forma de onda de electroporación.
Con este interruptor, la forma de onda de electroporación se introduce en el aislante sobre el canal de RF. El aislante puede configurarse para proteger la unidad 250 de suministro de forma de onda de electroporación de la energía de microondas y el canal de microondas de los impulsos de alta tensión de la forma de onda de electroporación.
Para evitar que se produzca un fallo en el aislante debido a los impulsos de alta tensión, los conductores que sobresalen en la cavidad del aislante pueden estar rodeados por una funda aislante (p. ej., hecho de PTFE o similar).
El aislante 600 de guía de ondas que se muestra en la Fig. 2 puede diseñarse principalmente para combinar una señal de microondas a 5,8 GHz y una señal de RF a 400 kHz, al mismo tiempo que aísla la línea de salida para que no se conecte a tierra a través del canal de microondas y permite una conexión a tierra independiente del canal de RF.
La siguiente exposición considera el comportamiento del aislante para tres tipos de forma de onda de electroporación:
(i) impulso de 300 ns con amplitud de 1 kV y tiempo de subida de 30 ns
(ii) impulso de 10 ns a 10 kV
(iii) impulso de 1 ns a 10 kV
La estructura física del aislante es tal que las señales de 1 a 100 MHz se transmiten completamente. Para un impulso rectangular de 300 ns, el espectro de frecuencia tendrá un lóbulo principal con el primer nulo a 1/300 GHz o 3,3 MHz. El lóbulo principal y los dos siguientes lóbulos laterales del espectro de frecuencias pasarán por el lado de 400 kHz del multiplexor, hasta 10 MHz. Cabría esperar que un tiempo de subida de 35 ns se corresponda con un ancho de banda de 10 MHz, por lo que esta forma de onda pasará a través del aislante sustancialmente sin obstáculos.
Para un impulso de 10 ns, el primer nulo es a 100 MHz, por lo que se puede necesitar un ancho de banda de 300 MHz, para obtener un tiempo de subida de aproximadamente 1 ns. Para un impulso de 1 ns, el primer nulo es a 1 GHz, por lo que probablemente necesite pasar 3 GHz (para obtener un tiempo de subida de aproximadamente 0,1 ns).
Se probó la transmisión a través del puerto de RF del aislante expuesto anteriormente utilizando un analizador de red vectorial, de 50 MHz a 1 GHz.
La transmisión a 50 MHz fue más o menos del 100 %, es decir, 0 dB. Esta fue cayendo gradualmente hasta 3 dB a aproximadamente 250 o 350 MHz, pero volvió a subir hasta aproximadamente 0 dB a 1 GHz. Basándose en esta prueba, el aislante se puede manejar para transmitir de forma efectiva una forma de onda de electroporación con anchos de banda de hasta 1,5 GHz.
La Fig. 4 es un diagrama esquemático de un sistema de electrocirugía 100 completo que es capaz de suministrar energía de RF, energía de microondas o la forma de onda de electroporación expuesta anteriormente al extremo distal de un instrumento electroquirúrgico invasivo. El sistema 100 comprende un generador 102 para suministrar de forma controlable energía de RF, energía de microondas y la forma de onda de electroporación adecuada para la electroporación o la EIR.
El generador 102 está conectado a una junta de interfaz 106 mediante un cable de interfaz 104. Si fuera necesario, la junta de interfaz 106 puede alojar un mecanismo de control de instrumento que se maneja deslizando un gatillo 110, por ejemplo, para controlar el movimiento longitudinal (de ida y vuelta) de uno o más alambres de control o varillas de empuje (no se muestran). Si hay una pluralidad de alambres de control, puede haber múltiples gatillos deslizantes en la junta de interfaz para proporcionar un control total. La función de la junta de interfaz 106 es combinar las entradas del generador 102 y el mecanismo de control del instrumento en un solo árbol flexible 112, que se extiende desde el extremo distal de la junta de interfaz 106.
El árbol flexible 112 se puede insertar a lo largo de todo un canal instrumental (de trabajo) de un dispositivo de exploración quirúrgica 114, tal como un endoscopio, broncoscopio, gastroscopio o similares.
El dispositivo de exploración quirúrgica 114 comprende un cuerpo 116 que tiene varios puertos de entrada y un puerto de salida desde el cual se extiende un cordón instrumental 120. El cordón instrumental 120 comprende una camisa externa que rodea una pluralidad de luces. La pluralidad de luces transmite diferentes cosas desde el cuerpo 116 hasta un extremo distal del cordón instrumental 120. Una de la pluralidad de luces es un canal instrumental. Otras luces pueden incluir un conducto para transmitir radiación óptica, p. ej., para proporcionar iluminación en el extremo distal o para recopilar imágenes del extremo distal. El cuerpo 116 puede incluir una pieza ocular 122 para ver el extremo distal. Para proporcionar iluminación en el extremo distal, una fuente de luz 124 (p. ej., un LED o elemento similar) puede conectarse al cuerpo 116 por un puerto de entrada de iluminación 126.
El árbol 112 tiene un ensamblaje distal 118 (no dibujado a escala en la Fig. 1) que está conformado para pasar a través del canal instrumental del dispositivo de exploración quirúrgica 114 y sobresalir (p. ej. dentro del paciente) en el extremo distal del mismo. El ensamblaje de extremo distal incluye una punta activa para administrar energía de microondas en el tejido biológico como se expone en el presente documento.
La estructura del ensamblaje distal 118 expuesta a continuación puede diseñarse para tener un diámetro exterior máximo igual o inferior a 2,0 mm, p. ej., inferior a 1,9 mm (y más preferentemente inferior a 1,5 mm) y la longitud del árbol flexible puede ser igual o superior a 1,2 m.
El cuerpo 116 incluye un puerto de entrada 128 de potencia para conectarse al árbol flexible, que comprende un cable coaxial (p. ej., un cable coaxial convencional) capaz de transmitir la energía de microondas desde el generador 102 al ensamblaje distal 118, junto con un medio de transmisión de energía (p. ej., un par de cables trenzados o similar) para transmitir la energía para la electroporación. Los cables coaxiales que son físicamente capaces de ajustarse al canal instrumental de un dispositivo de exploración quirúrgica están disponibles con los siguientes diámetros exteriores: 1,19 mm (0,047"), 1,35 mm (0,053"), 1,40 mm (0,055"), 1,60 mm (0,063"), 1,78 mm (0,070"). También se pueden usar cables coaxiales de tamaño a medida (es decir, fabricados contra pedido).
Como se ha expuesto anteriormente, es deseable poder controlar la posición de al menos el extremo distal del cordón instrumental 120. El cuerpo 116 puede incluir un accionador de control 130 que está acoplado mecánicamente al extremo distal del cordón instrumental 120 por uno o más alambres de control (no mostrados), que se extienden a través del cordón instrumental 120. Los alambres de control pueden desplazarse dentro del canal instrumental o dentro de sus propios conductos específicos. El accionador de control 130 puede ser una palanca o perilla giratoria, o cualquier otro dispositivo de manipulación para catéter conocido. La manipulación del cable instrumental 120 puede ser asistida por un software, p. ej., utilizando un mapa virtual tridimensional ensamblado a partir de imágenes de Tomografía Computarizada (TC).
La Fig. 5 muestra un ejemplo de un ensamblaje 118 de extremo distal que se puede usar en el sistema electroquirúrgico expuesto anteriormente y que es capaz de administrar energía en cualquiera de las modalidades disponibles (p. ej., microondas, RF y electroporación).
El ensamblaje 118 del extremo distal comprende una línea de transmisión coaxial formada por un conductor interno 134 que está separado de un conductor externo 132 por un material dieléctrico aislante 136. Se forma una estructura de administración de energía en el extremo más distal de la línea de transmisión coaxial. La estructura de administración de energía comprende una longitud del conductor interno que se extiende más allá de un extremo distal del conductor exterior. En este ejemplo, la longitud que sobresale del conductor interno está rodeada por una tapa dieléctrica rígida 140, p. ej., formada de cerámica u otro material de baja pérdida. La tapa 140 puede tener un extremo redondeado, p. ej., en forma de cúpula o similar, para que el instrumento no presente una punta afilada en el tejido.
En la estructura de administración de energía, el conductor interno y el conductor externo actúan como electrodos activos y de retorno para emitir la energía de RF y la forma de onda de electroporación, y forman una estructura de antena para irradiar energía de microondas.
La punta radiante puede tener una impedancia seleccionada para que coincida con el tejido biológico. Para permitir que la energía se transfiera eficientemente a la punta radiante, se puede proporcionar un transformador de impedancia 138 entre la línea de transmisión coaxial. El transformador de impedancia 138 puede ser una línea de transmisión de cuarto de onda formada usando un material dieléctrico que tenga una constante dieléctrica diferente de la del material dieléctrico 136.
La Fig. 6 es un diagrama de un circuito que muestra una realización específica de un módulo de señales de impulso 254 para usar en un controlador de la unidad de suministro de forma de onda de electroporación expuesta anteriormente. El módulo 254 de señales de impulso está dispuesto para emitir un par de impulsos de control "LB", "LA" para los lados alto y bajo del circuito en contrafase para generar los impulsos de alta tensión, como se expone más adelante. En esta realización, el módulo 254 de señales de impulso puede funcionar para establecer la duración del impulso con referencia a una señal de reloj "reloj" recibida desde el controlador 252, es decir, desde un microprocesador que controle el funcionamiento del generador. El módulo 254 de señales de impulso comprende un circuito comparador de ventana dispuesto para recibir un par de tensiones de umbral "Vumbral(A)" y "Vumbral(B)" que representan puntos de referencia con respecto a la señal de reloj. Se establece una primera tensión de umbral Vumbral(A) para tomar un punto de referencia más alto desde la señal de reloj que una segunda tensión de umbral Vumbral(B). El circuito comparador de ventana extrae impulsos cortos de los bordes ascendente y descendente de la señal del reloj. Estos impulsos se acondicionan más en un comparador divisor de tensión fijo para generar el par de impulsos de control LB, LA. La primera tensión de umbral Vumbral(A) y un segunda tensión de umbral Vumbral(B) pueden ser ajustables, p. ej., en el controlador, para establecer la duración del impulso.
La Fig. 7 es un diagrama de un circuito que muestra un ejemplo del suministro de alta tensión 262. El suministro de alta tensión 262 comprende un convertidor de CC-CC que está dispuesto para recibir una señal de CC de entrada "Ventrada" desde una alimentación en corriente continua separada (no mostrado) bajo el control del controlador. La tensión de la señal de CC de entrada puede ser ajustable por el controlador. El convertidor de CC-CC convierte la señal CC de entrada para crear una señal de alta tensión a través de dos terminales de salida "-Vsalida", "+Vsalida". La tensión a través de los terminales de salida se mide extrayendo una tensión D1, normalmente en una proporción de 1000:1 (es decir, D1 es 1000 veces la tensión entre -Vsalida y Vsalida). La tensión medida puede mostrarse en el generador. La señal de CC de entrada se puede controlar para permitir que la alta tensión se ajuste según sea necesario. Por ejemplo, la Ventrada se puede ajustar entre 1,2 V y 5 V. El convertidor de CC-CC se puede configurar para generar una señal que tenga una tensión de 1 kV o mayor, p. ej., de hasta 10 kV.
La Fig. 8 es un diagrama de un circuito que muestra un generador 256 de impulsos para usar en realizaciones de la invención. El generador 256 de impulsos comprende un circuito impulsor 270 en donde los impulsos de control LB, LA del módulo 254 de señales de impulso se utilizan para acoplar una tensión impulsora (en este ejemplo de una fuente de CC de 25 V) en las puertas de un par de MOSFET de potencia que están configuradas en un circuito en contrafase 272 para proporcionar una conmutación rápida de la señal de alta tensión entre -Vsalida y Vsalida.

Claims (14)

REIVINDICACIONES
1. Un generador electroquirúrgico que comprende:
una unidad de suministro de señales electromagnéticas para generar energía de radiofrecuencia (RF) y/o microondas;
un puerto de salida configurado para poder conectarse a una línea de transmisión coaxial para transmitir la energía de RF y/o microondas a una sonda para administrar la energía de RF y/o microondas desde su extremo distal; una estructura de alimentación para transmitir la energía de RF y/o microondas hasta el puerto de salida; y una unidad de suministro de forma de onda de electroporación dispuesta para generar energía que tenga una forma de onda de electroporación para provocar la electroporación reversible o irreversible (EIR) de tejido biológico, en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación comprende:
una fuente de corriente continua que es independiente de la unidad de suministro de señales electromagnéticas para generar energía de radiofrecuencia (RF) y/o microondas; y
un generador de impulsos conectado a la fuente de corriente continua y configurado para generar uno o más impulsos de corriente continua como la forma de onda de electroporación,
en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación se conecta a la estructura de alimentación para transmitir la forma de onda de electroporación al puerto de salida para la administración a la sonda, y en donde la estructura de alimentación comprende una vía de señales común para transmitir la forma de onda de electroporación y la energía de RF y/o microondas al puerto de salida.
2. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 1, en donde la unidad de suministro de señales electromagnéticas comprende:
un generador de señales de radiofrecuencia (RF) para generar radiación electromagnética (EM) de RF que tiene una primera frecuencia;
un generador de señales de microondas para generar radiación EM de microondas que tiene una segunda frecuencia que es más alta que la primera frecuencia,
en donde la estructura de alimentación comprende un canal de RF para conectar el puerto de salida al generador de señales de RF, y un canal de microondas para conectar el puerto de salida al generador de señales de microondas, comprendiendo el canal de RF y el canal de microondas vías de señales separadas físicamente del generador de señales de RF y del generador de señales de microondas, respectivamente,
en donde la estructura de alimentación incluye un circuito de combinación que tiene una primera entrada conectada para recibir la radiación EM de RF del canal de RF, una segunda entrada conectada para recibir la radiación EM de microondas procedente del canal de microondas y una salida en comunicación con la primera y la segunda entradas para transferir la radiación EM de RF y la radiación EM de microondas a la vía de señales común.
3. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 2, en donde la unidad de suministro de forma de onda de electroporación se puede conectar a la vía de señales común a través del canal de RF.
4. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 3 que comprende un interruptor conectado en el canal de RF, en donde el generador de señales de RF y la unidad de suministro de forma de onda de electroporación se pueden conectar selectivamente al canal de RF mediante el interruptor.
5. El generador electroquirúrgico de una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 4 que comprende un aislante de guía de ondas conectado para aislar el canal de microondas de la radiación EM de RF.
6. El generador electroquirúrgico de cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que incluye un módulo de señales de impulso conectado al generador de impulsos y dispuesto para transmitir una o más señales de activación de impulsos al generador de impulsos, en donde el generador de impulsos está configurado para emitir un impulso de corriente continua al recibir una señal de activación de impulsos.
7. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 6, en donde la duración de cada impulso de corriente continua se establece mediante la señal de activación de impulsos.
8. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 7, en donde el módulo de señales de impulso puede controlarse para permitir el ajuste de la duración de cada impulso de corriente continua.
9. El generador electroquirúrgico de las reivindicaciones 7 u 8, en donde la duración de cada impulso de corriente continua está en el intervalo de 1 ns a 10 ms.
10. El generador electroquirúrgico de cualquier reivindicación anterior, en donde la fuente de corriente continua comprende:
un suministro de tensión ajustable; y un convertidor de CC-CC para convertir la tensión del suministro de tensión ajustable,
en donde la amplitud de cada impulso de corriente continua se puede controlar a través del suministro de tensión ajustable.
11. El generador electroquirúrgico de cualquier reivindicación anterior, en donde el generador de impulsos comprende un circuito en contrafase.
12. El generador electroquirúrgico de las reivindicaciones 10 u 11, en donde una amplitud máxima de cada impulso de corriente continua está en el intervalo de 10 V a 10 kV.
13. El generador electroquirúrgico de la reivindicación 12, en donde la amplitud máxima de cada impulso de corriente continua es igual o superior a 400 V.
14. El generador electroquirúrgico de cualquier reivindicación anterior, en donde la forma de onda de electroporación comprende una pluralidad de impulsos que tienen un coeficiente de utilización igual o inferior al 50 %.
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