PT2648636E

PT2648636E - Aparelho eletrocirúrgico para fornecimento de rf e microondas

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Publication number: PT2648636E
Application number: PT117948422T
Authority: PT
Original assignee: Creo Medical Ltd
Priority date: 2010-12-10
Filing date: 2011-12-07
Publication date: 2015-02-12
Also published as: CA2858297A1; GB2486343B; GB2486343A; ES2529669T3; US9333034B2; AU2011340307B2; EP2648636A1; EP2648636B1; DK2648636T3; AU2011340307A1; US20130267943A1; CN103347455A; GB201021032D0; GB201121071D0; CN103347455B; JP2014507175A; WO2012076844A1; JP5768140B2; CA2858297C

Description

DESCRIÇÃO APARELHO ELETROCIRURGICO PARA FORNECIMENTO DE RF E MICRO-

ONDAS

CAMPO DA TÉCNICA A invenção refere-se a um aparelho eletrocirúrgico no qual energia de frequência de radiofrequência e micro-ondas é utilizada para tratar o tecido biológico. Em particular, a invenção refere-se a um aparelho cirúrgico capaz de gerar energia de radiofrequência (RF) para cortar tecido e energia de frequência de micro-ondas para a hemóstase (isto é, encerrar vasos sanguíneos ruturados através da promoção da coagulação sanguínea), e/ou, em conjunto com um fluxo de gás, utilizando a energia de RF e energia de frequência de micro-ondas para disparar e sustentar um plasma, que pode ser utilizado para cortar ou esterilizar tecido.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO A ressecção cirúrgica é um meio de remover secções de órgãos altamente vascularizados a partir de dentro do corpo humano ou animal, tal como do fígado ou baço. Quando o tecido é cortado (dividido ou seccionado) vasos sanguíneos pequenos chamados arteríolas são danificados ou ruturados. A hemorragia inicial é seguida por uma cascata de coagulação onde o sangue é transformado num coágulo numa tentativa de tamponar um ponto de hemorragia. Durante uma operação, é desejável para um paciente perder a menor quantidade de sangue possível, portanto, vários dispositivos foram desenvolvidos numa tentativa de proporcionar um corte livre de hemorragia.

Por exemplo, o Hemostatix® Thermal Scalpel System (http ://www.hemostatix.com) combina uma lâmina afiada com um sistema hemostático. A lâmina está revestida com um material plástico e conectada a uma unidade de aquecimento que controla a temperatura da lâmina. A intenção consiste em que a lâmina aquecida cauterize o tecido à medida que é cortado.

Outros dispositivos conhecidos que cortam e interrompem a hemorragia ao mesmo tempo não utilizam uma lâmina. Alguns dispositivos utilizam energia de radiofrequência (RF) para cortar e/ou coagular tecido. Outros dispositivos, por exemplo os bisturis harmónicos, utilizam uma ponta que vibra rapidamente para cortar tecido e podem proporcionar um grau de coagulação. 0 método de corte utilizando energia de RF funciona utilizando o princípio de que à medida que uma corrente elétrica passa através de uma matriz tecidual (auxiliada pelos conteúdos orgânicos das células), a impedância ao fluxo de eletrões através do tecido gera calor. Quando uma onda sinusoidal pura é aplicada à matriz tecidual, é gerado calor suficiente dentro das células para vaporizar o conteúdo em água do tecido. Existe assim um grande aumento na pressão interna da célula, que não pode ser controlado pela membrana celular, resultando na rutura da célula. Quando isto ocorre ao longo de uma grande área, pode ser observado que o tecido foi seccionado.

Enquanto o princípio anterior funciona elegantemente em tecido magro, ele é menos eficaz em tecido gordo porque existem menos constituintes iónicos para auxiliar a passagem de eletrões. Isto significa que a energia necessária para vaporizar os conteúdos das células é muito maior, uma vez que o calor latente da vaporização da gordura é muito maior do que o da água. A coagulação por RF funciona através da aplicação de uma forma de onda menos eficiente ao tecido, onde em vez de serem vaporizados, os conteúdos celulares são aquecidos até cerca de 65 °C. Isto seca o tecido através de dessecação e também desnatura as proteínas nas paredes dos vasos e o colagénio que constitui a parede celular. Desnaturar as proteínas atua como um estímulo para a cascata de coagulação, portanto a coagulação é potenciada. Ao mesmo tempo, o colagénio na parede celular é desnaturado e muda de uma molécula em forma de bastonete para uma espiral, o que causa que o vaso se contraia e reduza o seu tamanho, fornecendo ao coágulo um ponto de ancoragem, e uma área mais pequena para tamponar.

Contudo, a coagulação por RF é menos eficiente quando o tecido gordo está presente pois o efeito elétrico é diminuído. Pode, portanto, ser bastante difícil encerrar tecido gordo hemorrágico. Em vez de ter margens brancas limpas, o tecido possui uma aparência escurecida e queimada. Em órgãos vasculares tais como o fígado existe também o efeito dissipador de calor à medida que grandes volumes de fluido estão a ser perfundidos através do tecido.

Na prática, um dispositivo de RF pode funcionar utilizando uma forma de onda com um fator de crista médio que é um intermédio entre um resultado de corte e coagulação. 0 fígado é altamente vascularizado, e para os pacientes com cancros em outros locais no corpo, ele torna-se com frequência um local de cancro secundário. Tumores de grandes dimensões ou áreas afetadas por numerosos tumores mais pequenos têm de ser seccionados para impedir a disseminação do cancro ao longo do órgão, a função do qual pode já estar comprometida devido à administração de agentes quimioterápicos. Devido à concentração de vasos sanguíneos no fígado, a cirurgia nele está normalmente associada com um alto volume de perda de sangue que requer que vastas quantidades de sangue sejam transfundidas. Uma vez que se inicia a hemorragia no fígado, pode ser difícil pará-la. Um coagulador de feixe de árgon é um exemplo de um dispositivo conhecido que pode ser utilizado para tentar parar a hemorragia - este dispositivo produz coagulação superficial. 0 documento WO 2008/044000 divulga um aparelho de resseção cirúrgica adaptado para simultaneamente cortar e encerrar tecido altamente vascularizado, tal como o fígado ou baço. O aparelho compreende uma fonte de radiação de micro-ondas que está acoplada a um instrumento cirúrgico que tem uma antena associada com uma lâmina para cortar tecido biológico, em que a antena está disposta de forma a fornecer de forma controlável, energia de micro-ondas a partir da fonte a uma região onde a lâmina corta através de tecido. A energia de micro-ondas pode coagular o sangue de forma a encerrar eficazmente o fluxo sanguíneo na região do corte. O documento WO 2008/044000 sugere a utilização de altas frequências de micro-ondas (por exemplo, 10 GHz ou superior), que oferecem uma vantagem particular sobre a utilização de sistemas conhecidos de frequência de micro-ondas mais baixa e sistemas de radiofrequência (RF) devido à profundidade de penetração limitada da energia pela radiação e à capacidade de permitir que estruturas de lâminas afiadas pequenas irradiem energia eficientemente para o tecido para encerrar o fluxo sanguíneo ao serem capazes de produzir campos uniformes ao longo do comprimento da lâmina enquanto ao mesmo tempo, são capazes de cortar através do tecido para remover secções de tecido doente ou cancerígeno.

Também foi dada atenção à prevenção da hemorragia pelo tratamento avançado, isto é, tratar o tecido para encerrar os vasos sanguíneos antes do seccionamento. Num dispositivo conhecido, duas linhas de agulhas emissoras de energia de RF são inseridas no tecido hepático para realizar um encerramento em linha. Idealmente a energia de RF é suficiente para encerrar o tecido através da espessura total do fígado. A irrigação sanguínea à área a ser seccionada é assim eficazmente interrompida. Quando o tecido é subsequentemente cortado com uma lâmina, não existe hemorragia.

Vasos de até 7 mm de diâmetro também podem ser encerrados utilizando energia de RF num dispositivo que também pode aplicar pressão. 0 vaso é mantido num dispositivo de fixação (por exemplo, fórceps ou semelhante) . A pressão exercida no vaso faz com que os conteúdos das paredes do vaso sejam empurrados lateralmente, pelo que a parede externa e a parede interna de um lado aproximam-se à parede externa e à parede interna do outro lado. Aplicar energia de RF neste ponto desnatura o colagénio da matriz da parede, e ele mistura-se antes de ser bloqueado no local à medida que o tecido é completamente dessecado. Quando a pressão é solta, a estrangulação recém-formada fica no sitio, significando que o vaso pode ser dividido, pelo corte através do vaso no local eferente utilizando uma lâmina afiada ou semelhante. 0 novo crescimento de colagénio ocorre através da massa emaranhada, de forma que a estrangulação permanece no sitio. 0 documento US 6.582.427 divulga um sistema de eletrocirurgia de acordo com o preâmbulo da reivindicação 1 e o qual está elaborado para gerar tanto energia de RF (tipicamente tendo uma frequência de 1 MHz) e energia de micro-ondas (tipicamente tendo uma frequência de 2,45 GHz) para funcionamento num modo de corte ou um modo de coagulação. 0 documento EP 2 253 286 divulga um sistema de ablação de micro-ondas no qual uma medida da impedância do tecido é obtida utilizando um sinal de realimentação de RF, que é utilizado para ajustar a transmissão de um gerador de micro-ondas. 0 documento US 2010/0286686 divulga um aparelho de resseção cirúrgica tendo um canal de tratamento e um canal de medição para encaminhar energia de micro-ondas a partir de uma fonte para uma antena numa margem cortante de uma sonda. 0 documento US 2010/0082083 divulga um sistema de fornecimento e medição de energia de micro-ondas tendo um sintonizador para ajustar a impedância do circuito com base numa desadaptação de impedância determinada.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

Na sua forma mais geral, a presente invenção propõe um sistema de controlo para um aparelho eletrocirúrgico no qual o perfil de fornecimento de energia tanto da energia de RF como de energia de micro-ondas fornecidas a uma sonda é definido com base na informação da amostragem da tensão e corrente da energia de RF encaminhada até à sonda e informação da amostragem da potência direta e da refletida para a energia de micro-ondas encaminhada para e a partir da sonda. Em particular, o sistema de controlo pode derivar (isto é, extrair ou de outra forma determinar) a partir da informação de amostragem da tensão e corrente da energia de RF, informação indicativa da amplitude de tensão e amplitude de corrente da energia de RF (por exemplo, pico e valores médios). De forma semelhante, o sistema de controlo pode derivar (isto é, extrair ou de outra forma determinar) a partir da informação de amostragem da potência direta e da refletida da energia de micro-ondas, informação indicativa da amplitude da potência fornecida. Também pode ser possível derivar a partir da informação da amostragem da tensão e corrente da energia de RF, informação indicativa de uma diferença de fase entre os componentes da tensão e corrente da energia de RF. De forma semelhante, o sistema de controlo pode derivar a partir da informação da amostragem da potência direta e refletida da energia de micro-ondas, informação indicativa de uma diferença de fase entre elas.

No presente documento, o perfil de fornecimento de energia pode significar o formato da forma de onda em termos de tensão/corrente e tempo para a energia de RF e nível de potência e tempo para a energia de micro-ondas. 0 controlo do perfil de fornecimento de energia permite que seja concretizada uma gama de aplicações terapêuticas.

De acordo com a invenção, é proporcionado um aparelho eletrocirúrgico conforme estabelecido na reivindicação 1. 0 sistema pode assim, ser configurado para proporcionar um controlo adicional sobre os aparelhos eletrocirúrgicos capaz de emitir radiação eletromagnética de radiofrequência para cortar tecido biológico e radiação eletromagnética de micro-ondas para hemóstase, encerramento, coagulação ou ablação de um tecido. 0 controlador pode ser operável para selecionar um perfil de fornecimento de energia seja com base no sinal de deteção de RF recebido e/ou sinal de deteção de micro-ondas, por exemplo, numa maneira responsiva em tempo real, ou a partir de uma lista de um ou mais perfis de fornecimento de energia predeterminados associados com um efeito tecidual conhecido. Por exemplo, um perfil para fornecimento de energia predefinido para cortar tecido, pode compreender o fornecimento de energia EM de RF de onda contínua (CW) com uma amplitude de pico de 400 V a um nível de potência de 30 W. Noutro exemplo, um perfil para fornecimento de energia predefinido para a coagulação, pode compreender o fornecimento de energia EM de micro-ondas de onda contínua (CW) a um nível de potência de 25 W.

Mais geralmente, para alcançar o corte de tecido num ambiente seco, pode ser necessário fornecer uma forma de onda sinusoidal de onda contínua de 500 kHz com uma tensão de pico de amplitude de 400 V e uma configuração de potência de 40 W, enquanto para alcançar o corte de tecido num ambiente húmido, pode ser necessário fornecer uma ou mais descargas de 500 kHz de energia com uma tensão de pico de 4000 V com uma potência de pico de 200 W e um ciclo de funcionamento de 10%, que pode ser configurado na forma pela qual o tempo ON é de 10 ms e o tempo OFF é de 90 ms. Este tipo de perfil de fornecimento de energia pulsado pode assegurar que a energia é transmitida ao tecido em vez de causar aquecimento indesejável do fluido circundante. Para uma coagulação tecidual eficiente em tecido seco, a potência de micro-ondas de CW pode ser fornecida ao tecido num nível de potência RMS de 30 W. Para a coagulação num ambiente húmido, a potência de micro-ondas pode ser pulsada, por exemplo, tendo uma potência de pico de 100 W com um ciclo de funcionamento de 30%.

Outras formas de onda que produzem efeitos teciduais terapêuticos desejáveis podem incluir uma combinação de energia de RF e micro-ondas fornecida em formatos de CW e pulsado semelhantes aqueles descritos acima. A energia de RF e micro-ondas pode ser distribuída simultaneamente onde a energia de micro-ondas modula a energia de RF. Por exemplo um perfil de RF de CW de 500 kHz e pico de 400 V pode ser modulado com um sinal de micro-ondas de 5,8 GHz de CW de 10 W para produzir um grau de coagulação tecidual durante o processo de recessão para reduzir a hemorragia quando um órgão ou uma secção de um órgão está a ser removida. O sistema de controlo pode compreender um canal de medição dedicado, para o fornecimento de energia (preferivelmente energia de micro-ondas) a um nível baixo de potência (por exemplo, 10 mW ou menos). O sistema pode, portanto, tornar disponíveis sinais de medição a partir de um canal que não está a fornecer efeitos terapêuticos, isto é, a forma de onda ou o fornecimento de energia aos tecidos podem ser controlados com base em medições de baixa potência feitas utilizando um canal que não está envolvido no fornecimento de efeitos teciduais terapêuticos. O canal de medição pode utilizar a mesma fonte que o canal de micro-ondas. O sistema pode ser comutável para que a energia de micro-ondas seja fornecida quer através do canal de medição (num "modo de medição") ou através do canal de micro-ondas (num "modo de tratamento") . Alternativamente, o canal de micro-ondas pode ser comutável entre um modo de baixa potência (para medição) e um modo de alta potência (para tratamento). Nesta disposição não é necessário um canal de medição separado.

No modo de medição, utilizando o canal de micro-ondas, pode ser desejável transmitir um sinal de baixa potência, por exemplo, 10 mW (10 dBm) ou menos, num formato de onda continua (CW) e examinar o sinal de energia refletida, a partir do qual pode ser extraída informação de fase e magnitude que se relaciona com o estado atual do tecido ou com o tipo de tecido em contacto com a sonda (por exemplo, através de um detetor de sinal de medição de micro-ondas para amostragem da potência direta e refletida no canal de medição e gerando a partir daí um sinal de deteção de micro-ondas indicativo da magnitude e fase da potência de micro-ondas fornecida pela sonda). Esta informação de medição pode ser extraída ao mesmo tempo que a energia de RF de mais alta potência, por exemplo, a 50 W (47 dBm) ou mais, está a ser fornecida ao tecido para produzir efeitos terapêuticos. A informação de medição pode ser utilizada para determinar o perfil de fornecimento de energia de RF ótimo a ser utilizado, para determinar quando é necessário fornecer uma potência de micro-ondas mais elevada, por exemplo, a 40 W (46 dBm) , ao tecido, por exemplo, para coagular um vaso estoirado. O sistema pode ser configurado para fornecer energia para simultaneamente cortar e coagular tecido (por exemplo, um modo misto ou de combinação) ou pode ser operado independentemente, pelo que a energia de RF e micro-ondas é fornecida à sonda sob controlo manual do utilizador (por exemplo, com base no funcionamento de um pedal de acionamento) ou automaticamente com base na informação de fase e/ou magnitude medida a partir do canal de RF e/ou micro-ondas. 0 sistema pode ser utilizado para realizar a ablação e corte do tecido. No caso em que a energia de RF e micro-ondas são fornecidas em simultâneo, cada uma ou ambas as energias de RF e micro-ondas devolvidas aos respetivos geradores podem ser utilizadas a alta potência ou baixa potência para controlar o perfil de fornecimento de energia. Neste caso, pode ser desejável tomar medidas durante o tempo OFF quando o formato de fornecimento de energia é pulsado.

Uma vantagem de realizar medidas de energia devolvida a uma frequência que é significativamente diferente, isto é, em pelo menos quatro ordens de magnitude, a partir da energia terapêutica, é que a energia da fonte que está a fornecer os efeitos terapêuticos pode ser eficazmente bloqueada (por exemplo, utilizando filtros) de entrar no canal de medição. Por exemplo, para assegurar que o sinal de energia de RF de alta potência não afeta o sistema de medição de micro-ondas de baixa potência, um filtro passa-alto ou passa-banda está incluído no sistema e localizado na entrada para o canal de medição. Este filtro irá permitir a transmissão do sinal de micro-ondas de baixa potência ao tecido e que o sinal de micro-ondas refletido seja recebido no detetor, mas irá bloquear o sinal de RF de alta potência. É desejável que o filtro tenha uma atenuação precisa, isto é, 60 dB a 80 dB por década ou mais, para assegurar que o máximo possível da energia de RF é rejeitado. O canal de medição pode compreender um emissor-recetor de baixa potência em separado (ou um transmissor de baixa potência e um recetor heteródino) para extrair a informação de fase e/ou magnitude a partir do sinal de medição. Esta unidade pode ser comutada no canal de micro-ondas quando a fonte de micro-ondas de alta potência não está a ser utilizada.

Numa forma de realização, a invenção pode incluir uma rede de adaptação de radiofrequência para promover uma transferência eficiente de radiação eletromagnética de radiofrequência para o tecido. Assim, um sistema de fornecimento de energia pode ser proporcionado, no qual fontes de frequência fixa são utilizadas para criar a energia de RF e micro-ondas e no qual a sintonização de elementos variáveis é empregue para adaptar a energia de RF ao tecido biológico. A informação a partir do canal de medição pode ser utilizada para determinar o ajuste dos elementos de sintonização no canal de micro-ondas ou de RF (quando a sintonização é incluída na disposição particular do sistema eletrocirúrgico) para proporcionar uma adaptação de potência dinâmica entre a sonda (sistema de fornecimento de energia) e o tecido, que assegura uma transferência de energia eficiente e controlável entre o sistema eletrocirúrgico e o tecido biológico.

Num desenvolvimento adicional, o aparelho de acordo com a invenção também pode ter a capacidade de disparar e sustentar plasma num local de tratamento como parte de um caminho de retorno preferencial para a radiação eletromagnética de radiof requência, isto é, uma vez disparado, a impedância do plasma é baixa e proporciona o caminho de retorno preferencial por onda flua a corrente de RF. Ao utilizar plasma para cortar tecido, a ponta do aplicador está próxima da superfície do tecido, enquanto ao utilizar energia de RF para cortar tecido, o aplicador está em contacto com o tecido. 0 plasma produzido pelo gerador divulgado na presente invenção também pode ser utilizado para coagular e vaporizar tecido, por exemplo, a distância entre a extremidade distai do aplicador e a superfície do tecido pode ser de 0,5 cm a 1,5 cm para realizar coagulação de superfície eficiente. Ser capaz de fornecer uma combinação de energia de micro-ondas e de RF permite um alto nível de controlo sobre o plasma térmico ou não térmico produzido na extremidade distal do aplicador. 0 sistema pode incluir uma estrutura de transporte de energia disposta de forma a transmitir e receber sinais de micro-ondas e RF para permitir que ambas as energias de RF e micro-ondas sejam transportadas ao longo de um canal único (montagem de cabos) até um aplicador único (sonda) e permitir que os sinais de controlo nas frequências de micro-ondas e RF de eleição sejam detetados e passados ao controlador, que forma uma parte do sistema eletrocirúrgico, para permitir que a energia de micro-ondas e RF fornecida ao tecido biológico seja fornecida eficientemente e de uma forma controlada. A extremidade distai da sonda pode compreender uma estrutura de emissão bipolar que compreende um primeiro condutor espacialmente separado de um segundo condutor, o primeiro e segundo condutores estando dispostos para atuar: como elétrodos ativo e de retorno respetivamente para encaminhar a radiação EM de RF por condução, e como uma antena para irradiar a radiação EM de micro-ondas. Assim, o sistema pode ser disposto de forma a proporcionar uma via de retorno local para a energia de RF, isto é, uma via de baixa impedância para a energia de RF ser transportada entre o primeiro e segundo condutor, a qual é parte da sonda. Por exemplo, o dielétrico que separa os condutores pode proporcionar um caminho de retorno local, ou um plasma pode ser gerado na vizinhança dos condutores para proporcionar o caminho de retorno local. 0 corte de tecido por RF pode ser produzido por um material dielétrico fixo que separa o primeiro e o segundo condutor, onde a espessura do material dielétrico é pequena, isto é, menos de 1 mm e a constante dielétrica é alta, isto é, mais elevada que a do ar. Esta disposição pode proporcionar o caminho de retorno preferencial para a corrente fluir. Conforme explicado em maior detalhe abaixo, esta disposição pode também ser parcialmente preenchida com ar ou um gás (ou uma mistura de gases) e conter tubos de alimentação de gás para permitir que ar ou gás entrem (e possivelmente abandonem) a estrutura para permitir que se forme plasma não térmico para esterilizar o tecido ou para que se forme plasma térmico para realizar coagulação/ablação superficial ou corte de tecido. As sondas que são capazes de receber gás para o propósito de criar um plasma são divulgadas no documento WO 2009/060213. Alternativamente, os tubos de alimentação de gás podem também ser utilizados para fornecer solução salina (ou outro fluido) ao local de tratamento. O sistema pode operar "vendo" o aplicador de forma diferente consoante esteja a ser fornecida energia de RF ou micro-ondas ao mesmo. Assim, o canal de RF (e em particular o sintonizador de RF sob o controlo do controlador) pode tratar o aplicador como um elemento concentrado, por exemplo um condensador analisado utilizando a teoria de circuito convencional. Em contraste, o canal de micro-ondas pode tratar o aplicador como um elemento distribuído modelado utilizando análise de campo EM e ferramentas de simulação de campo apropriadas. Conforme discutido abaixo, o canal de micro-ondas pode ter o seu próprio sintonizador (por exemplo, ajustador de impedância) ou pode ser preadaptado com a impedância da antena. O sintonizador de RF pode ser um meio de ajuste da tensão e corrente a serem fornecidas ao tecido para assegurar que ocorre um corte de tecido eficiente, tanto num ambiente seco como húmido.

Conforme mencionado acima, a estrutura de alimentação pode compreender uma rede que permite que tanto a energia de RF ou micro-ondas sejam fornecidas ao aplicador ao longo de um canal único. Nesta situação, o canal de RF e canal de micro-ondas podem compreender vias de sinalização fisicamente separadas a partir do gerador de sinal de RF e gerador de sinal de micro-ondas respetivamente, estando a via de sinalização separada no canal de RF isolada da radiação EM de micro-ondas e estando a via de sinalização separada no canal de micro-ondas isolada da radiação EM de RF. 0 isolamento pode ser proporcionado por um filtro passa-baixo adequadamente configurado no canal de RF e um filtro passa-alto adequadamente configurado no canal de micro-ondas.

Quando existirem canais separados, a estrutura de alimentação pode incluir um circuito de combinação, por exemplo, um combinador de sinal ou uma unidade de duplexador-diplexador, tendo uma primeira entrada conectada à via de sinalização separada no canal de RF, uma segunda entrada conectada à via de sinalização separada no canal de micro-ondas, e uma saída conectada a uma via de sinalização comum para encaminhar a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas separadamente ou simultaneamente à sonda ao longo de um canal único. Por exemplo, um diplexador bidirecional ou um circuito de duplexador-diplexador podem ser utilizados. 0 combinador de sinal (por exemplo, diplexador bidirecional) pode ser implementado como um circuito de microfita aberto. Um filtro passa-baixo e/ou um filtro passa-alto podem ser integrados no circuito de microfita para prevenir que a radiação EM de micro-ondas se extravase da primeira entrada e para prevenir que a radiação EM de RF se extravase da segunda entrada, respetivamente. Numa forma de realização, o combinador de sinal pode compreender um dispositivo de comutação, por exemplo uma disposição de comutador por relé ou uma disposição de comutador coaxial, que conecta quer o canal de RF ou o canal de micro-ondas à sonda. Nesta forma de realização, a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas são mantidas separadas uma da outra. 0 dispositivo de comutação pode estar disposto de forma a alternar rapidamente, pelo que a sonda recebe curtas descargas alternantes de radiação EM de RF e radiação EM de micro-ondas. Um tal sinal pode ser considerado como quase simultâneo.

Com esta disposição, o canal de RF e o canal de micro-ondas podem partilhar uma porção comum. 0 combinador de sinal pode estar disposto de forma a receber sinais a duas frequências separadas (isto é, a energia de frequência de RF e a energia de frequência de micro-ondas) e transmiti-las (seja adicionadas em conjunto ou separadamente) a partir de um canal de saída único (por exemplo, montagem de cabos, tal como um cabo coaxial, montagem de guia de onda (flexível/torcível) ou par torcido) . 0 combinador de sinal pode funcionar em ambas direções, isto é, pode permitir que sinais diretos (a partir de fontes de energia de RF e micro-ondas) viajem até à sonda, e pode permitir que sinais que contêm informação em relação à energia refletida viajem na direção inversa para o propósito da medição de sinal e controlo do sistema, isto é, para discernir informação relativa ao tecido biológico em contacto com a secção de radiação da antena cirúrgica, ou para controlar a dosagem de energia que está a ser fornecida ao tecido biológico, isto é, para deixar uma margem segura. A informação pode ser utilizada para iniciar uma redução de potência, isto é, de 100% a 10% num curto período de tempo, isto é, 1 ms, para prevenir que ocorra dano indesejado no local de tratamento. A informação que viaja de volta ao gerador é processada pelo controlador, por exemplo, para detetar a magnitude (tensão, corrente, potência direta ou refletida) e/ou fase do sinal refletido comparada com o sinal direto. Esta informação pode ser utilizada para controlar o sistema, por exemplo, para assegurar que a potência fornecida aos tecidos é a mesma que o nível de potência exigido pelo utilizador e/ou para realizar adaptação conjugada para assegurar que a potência disponível na fonte é a mesma daquela fornecida à carga de tecido (menos perdas do sistema, isto é, perda de inserção da montagem de cabos e sonda, etc). O aparelho pode possuir um sintonizador de RF dinâmico que opera através do ajuste da reactância (indutância e/ou capacitância) de uma rede de sintonização de elemento concentrado. 0 propósito do sintonizador de RF é criar uma rede de adaptação na qual a impedância em bruto do aparelho (visto como a extremidade distai da sonda) é o conjugado complexo da impedância do tecido. Quando ocorre a adaptação, a transferência de potência ao tecido, e portanto a eficiência da função/ação de corte do tecido, pode ser maximizada/otimizada. 0 principio de adaptação na invenção pode ser baseado na adaptação de um circuito RCL em série nocional com um RCL em paralelo nocional em que a reactância em série e a reactância em paralelo são ajustáveis e em que a resistência em série representa a parte real da impedância do aparelho e a resistência em paralelo representa a parte real da impedância do tecido. Ao sintonizar a reactância ele mesmo, o aparelho pode ser operado utilizando uma fonte de frequência fixa, que pode melhorar a estabilidade do sinal e o controlo geral. 0 combinador de sinal pode permitir que os sinais de RF e micro-ondas em frequências separadas (isto é, não contíguas) sejam transmitidos a partir de uma porta única (ação de diplexador) em direção à sonda seja separada ou simultaneamente. Efeitos preferenciais no tecido podem ser produzidos fornecendo energia a duas frequências diferentes ao mesmo tempo, isto é, o campo de uma fonte pode acrescentar construtivamente ou destrutivamente para produzir efeitos melhorados no tecido. Estes podem incluir corte e coagulação simultâneos para conter instantaneamente a hemorragia de vasos sanguíneos ruturados durante um procedimento de ressecção, ou pulsos de alta amplitude (ou sequências de pulsos) para permitir um corte/coagulação eficiente em ambientes húmidos, onde as formas de onda de CW de amplitude mais baixa podem apenas causar que ocorra o aquecimento do fluido.

Num exemplo, o canal de RF pode compreender uma fonte de potência de RF acoplada ao combinador de sinal, que pode incluir um filtro passa-baixo para prevenir que a energia de micro-ondas de alta frequência regresse à fonte de energia de RF de frequência mais baixa e um filtro passa-alto para prevenir que a energia de RF de frequência mais baixa regresse à fonte de energia de micro-ondas de frequência mais alta, o que de outra forma, poderia causar danos aos transístores do andar de saída utilizados no desenho de ambas as fontes de micro-ondas e RF. 0 dispositivo pode ser utilizado em cirurgia geral (aberta ou laparoscópica) onde a informação de tensão e/ou corrente a partir do andar de RF e a informação da potência refletida e/ou direta a partir do andar de micro-ondas é utilizada para controlar os perfis de fornecimento de energia produzidos pelos andares de fornecimento de energia de RF e micro-ondas. Por exemplo, se a perda de retorno medida no canal de micro-ondas se encontra entre -6 dB e -10 dB (medida utilizando o emissor-recetor de micro-ondas de baixa potência durante o processo de corte de RF), o controlador pode reconhecer o sinal de deteção de micro-ondas como sendo indicativo de uma hemorragia. Em resposta, a fonte de micro-ondas pode ser ligada e o nível de potência de micro-ondas e/ou ciclo de funcionamento aumentado até que a hemorragia tenha sido contida (conforme indicado por uma mudança na perda de retorno medida a partir do sinal refletido no canal de micro-ondas e/ou da informação de tensão/corrente a partir do andar de RF) . A indicação do inicio de uma hemorragia também pode ser fornecida por uma informação de tensão/corrente (por exemplo, pico e valores médios) medida utilizando o andar de RF durante o processo de corte. Neste caso, uma vez medida a mudança na tensão/corrente medida que indica uma hemorragia, a energia de RF pode ser recuada e a energia de micro-ondas aumentada até que o fluxo sanguíneo seja contido com êxito. Pode ser preferível fornecer energia de RF e micro-ondas simultaneamente, em que uma fonte de energia está a operar no modo de medição de baixa potência e a outra fonte está a causar efeitos terapêuticos no tecido enquanto também fornece informação de medição, de forma a proporcionar mais informação ao controlador para permitir que este realize os ajustes necessários do perfil de fornecimento de energia. As medições do tecido de baixa potência podem ser realizadas durante o tempo OFF quando uma forma de onda pulsada está a ser fornecida para produzir efeitos terapêuticos no tecido. Alternativamente, a forma de onda de fornecimento de energia em CW pode ser interrompida enquanto medições do estado do tecido estão a ser realizadas. A invenção pode ser particularmente adequada em procedimentos gastrointestinais (GI), por exemplo, para remover pólipos no intestino, isto é, para resseção endoscópica submucosa. A invenção também se presta a procedimentos endoscópicos de precisão, isto é, ressecção endoscópica de precisão, e pode ser utilizada em procedimentos no ouvido, nariz e garganta e resseção hepática. 0 detetor de sinal pode compreender detetores independentes para a radiação EM de RF e micro-ondas. Uma transmissão a partir de um detetor de sinal de RF apenas pode ser utilizada para controlar a reactância ajustável do sintonizador de RF. 0 detetor de sinal de RF pode estar no canal de RF e pode estar disposto de forma a medir a tensão e corrente de radiação EM de RF no canal de RF (a partir do qual o sinal de deteção de RF indicativo de amplitude (por exemplo, quer no pico ou média) e/ou de fase pode ser extraída e utilizada para controlar a fonte de fornecimento de energia) . 0 detetor de sinal de RF pode estar disposto de forma a comunicar a informação do sinal de RF que é indicativa da tensão e corrente da radiação EM de RF e uma relação de fase entre a tensão e a corrente ao controlador, o controlador estando disposto de forma a variar a reactância ajustável do sintonizador de RF com base naquela informação de sinal de RF. A relação entre a tensão e a corrente pode ser medida em termos de diferença de fase e esta informação pode ser utilizada para indicar quando ocorre a condição adaptada ou o ponto de ressonância é alcançado, isto é, quando a diferença de fase é de 0o, a tensão e a corrente estão em fase, o que implica que a reactância capacitiva é igual em magnitude, mas oposta em sinal ao valor da reactância indutiva, isto é, -jaC=+jaL, onde C é capacitância em farads, L é a indutância em henrys e ω=2nf, onde f é frequência em hertz, a frequência de ressonância sendo assim

Na disposição de sintonização aqui divulgada, a frequência de ressonância é a frequência de funcionamento de eleição, isto é, 100 kHz ou 500 kHz, e portanto os valores de L e C são ajustados de forma a manter o ponto de ressonância mesmo quando os valores da carga de tecido variam durante o processo de corte do tecido. O controlador pode ser implementado utilizando uma solução analógica, na qual sinais proporcionais à tensão e corrente da radiação EM de RF são introduzidos num comparador de fase para gerar um sinal proporcional à diferença de fase entre a tensão e a corrente. O controlador pode compreender um anel de retorno autoajustável disposto de forma a variar de forma dinâmica a reactância ajustável para minimizar a diferença de fase. Alternativamente, os sinais proporcionais à tensão e corrente da radiação EM de RF e o sinal proporcional à diferença de fase entre a tensão e a corrente podem ser

condicionados (por exemplo, fixação, filtração e/ou retificação de tensão) para serem adequados como sinais de entrada para um microprocessador ou microcontrolador. O controlador pode portanto compreender um microprocessador disposto de forma a receber informação de sinal de RF, determinar um ajuste para a reactância ajustável e gerar e transmitir um ou mais sinais de controlo para provocar o ajuste. 0 detetor de sinal de RF pode ser disposto de forma a mediar a tensão e corrente no canal de RF numa entrada ou saída do sintonizador de RF ou num transformador de saída de RF que pode formar um andar de saída da fonte de potência de RF. A tensão pode ser medida utilizando quer um divisor de potencial resistivo ou reativo ou removendo (derivando) um enrolamento da primária ou secundária do transformador de saída de RF ou incluindo um enrolamento separado no lado primário do transformador. Preferivelmente, o detetor de sinal de RF pode incluir um divisor de potencial compreendendo um par de elementos reativos (por exemplo, condensadores ou bobinas) dispostos para permitir a medição da informação do sinal de RF que é indicativa da tensão da radiação EM de RF. Isto possui a vantagem de ser uma disposição virtualmente sem perdas (embora seja claro que existirão sempre algumas perdas derivadas da resistência em série equivalente (ESR) do condensador, mas isto será negligenciável desde que seja utilizado um dielétrico de baixas perdas).

Adicionalmente, a reactância ajustável do sintonizador de RF pode compreender a reactância total do par de elementos reativos. Por outras palavras, o sintonizador de RF e o detetor de sinal de RF podem partilhar componentes em comum. A reactância total do par de elementos reativos pode ser variável para assistir a função do sintonizador de RF, enquanto a razão entre as reactâncias do par de elementos reativos é mantida para proporcionar a função do divisor de potencial substancialmente sem perdas. 0 detetor de sinal de RF pode incluir um transformador de corrente no canal de RF para permitir a medição da informação do sinal de RF que é indicativa da corrente fornecida ao tecido. 0 transformador de corrente (CT) estará em série com a saída (no lado primário ou secundário do transformador de saída de RF) e pode compreender um pequeno núcleo toroidal feito de pó de ferro compactado ou ferrite, uma única espira de arame como o enrolamento primário do CT, múltiplas espiras de arame como o enrolamento secundário do CT e uma resistência de carga ao longo do enrolamento secundário. A reactância ajustável pode incluir uma primeira reactância variável conectada em série no canal de RF e uma reactância variável secundária conectada em paralelo com o canal de RF. A primeira reactância variável pode ser puramente indutiva ou capacitiva. A segunda reactância variável pode ser puramente indutiva ou capacitiva. Preferivelmente a primeira reactância variável é indutiva e a segunda reactância variável é capacitiva e incorpora o divisor de potencial mencionado acima. A reactância variável em paralelo pode ser conectada antes ou depois da reactância variável em série. Alternativamente, uma reatividade conectada por um shunt variável (ou fixo) pode ser conectada antes e depois da reactância em série variável (proporciona uma disposição de sintonização ou desenho do filtro alternativos). Uma capacitância variável pode ser alcançada variando a distância entre as placas de um condensador de placas em paralelo, variando o valor da permitividade relativa (ou constante dielétrica) do material entre as duas placas (por exemplo, aplicando um campo elétrico ao material), variando a área da superfície das placas, isto é, deslizando uma placa móvel sobre uma placa fixa com ar ou um material dielétrico a separar as placas, criando plasma entre as duas placas e ligando ou desligando o plasma, ou através do movimento das lâminas do condensador rotatório variável.

Um efeito composto pode ser obtido utilizando uma folha de material para separar as duas placas que tenha uma constante dielétrica não uniforme sobre a área da folha (ou uma distribuição de constantes dielétricas sobre a área da folha criada através do fabrico da folha a partir de secções individuais de material com várias constantes dielétricas) e fixando esta folha de material a uma placa metálica enquanto se varia a área sobre a qual uma segunda placa metálica estabelece contacto com o material dielétrico/primeira placa. Uma variação adicional poderia ser obtida variando a distância de separação entre a placa com a folha de material de constante dielétrica não uniforme depositada e a folha que se move sobre a primeira placa.

Uma indutância variável pode ser alcançada movendo um material magnético com uma permeabilidade relativa maior que a unidade para dentro e fora de um enrolamento de bobina linear, variando a permeabilidade relativa de um material contido dentro de uma bobina de arame indutiva, variando o número de espiras de arame numa bobina indutiva encurtando ou alternando as espiras fora e dentro, variando a área da secção transversal da bobina, ou abrindo e fechando os enrolamentos de uma bobina linear, isto é, variando o comprimento da bobina para aumentar ou diminuir a distância entre enrolamentos adjacentes ou espiras de arame. A equação que governa como varia a indutância L quando se alteram os parâmetros mencionados acima é

onde μ0 é a permeabilidade do espaço livre, pr é a permeabilidade relativa, N é o número de espiras de arame, A é a área da secção transversal (m2) e 1 é o comprimento da bobina indutiva (m) . Um sinal de controlo para a capacitância variável ou indutância variável pode ser derivada a partir do anel de realimentação autoajustável mencionado acima.

Alternativamente ou adicionalmente, cada uma das primeiras e segundas reactâncias variáveis podem compreender uma pluralidade de elementos reativos, cada elemento reativo tendo uma reactância fixa e sendo independentemente comutável para dentro ou fora de conexão com o canal de RF de acordo com um sinal de controlo respetivo a partir do controlador, isto é, podem ser utilizados comutadores controlados eletronicamente para fazer curto-circuito numa única espira ou múltiplas espiras de arame que formam uma bobina indutiva ou para fazer curto-circuito nas placas em paralelo de bancos de condensadores dispostos numa configuração em paralelo ou em série. Esta disposição pode ser adequada para a utilização de um controlador digital. Isto é, o controlador pode compreender um microprocessador digital programado para determinar um estado para cada um dos respetivos sinais de controlo com base na informação do sinal de RF a partir do detetor de sinal e transmitir os respetivos sinais de controlo que correspondem aqueles estados determinados.

Para assegurar que a potência disponível a partir da fonte de RF é fornecida eficientemente à carga de tecido, uma capacitância shunt (fixa ou variável e ajustada manualmente ou automaticamente) pode ser conectada através da bobina primária e secundária do transformador de saída de RF para realizar uma correção do fator de potência, onde a diferença na fase entre a tensão e a corrente na carga é corrigida, isto é, reduzida a um valor mínimo (idealmente, a forma de onda da tensão e a da corrente devem estar em fase), introduzindo uma reactância para mudar a fase da tensão ou da corrente. A diferença de fase entre a tensão e a corrente depende da carga e portanto isto pode ser corrigido dinamicamente, variando o valor de capacitância utilizando um dos métodos discutidos acima. Preferivelmente, a capacitância é ajustada para que a tensão e a corrente estejam em fase. 0 canal de RF pode compreender um gerador de sinal de RF tendo qualquer disposição adequada para transmitir um sinal de RF com uma frequência estável adequada para o corte de tecido. Por exemplo, o gerador de sinal de RF pode compreender um oscilador (por exemplo, um oscilador de Clapp) para gerar oscilações de RF estáveis que são subsequentemente amplificadas por um amplificador de RF. Para facilitar a amplificação, o oscilador pode ser disposto de forma a acionar uma unidade de comutação para gerar um sinal pulsado de RF estável. 0 amplificador pode ser disposto de forma a amplificar o sinal pulsado de RF. 0 amplificador pode incluir um transformador, em que a unidade de comutação está disposta para rapidamente comutar uma tensão de ON a OFF através de uma bobina primária do transformador. A tensão comutada pode representar o sinal pulsado de RF. Uma bobina secundária do transformador pode ser disposta de forma a transmitir uma versão amplificada do sinal pulsado de RF. Contudo, o transformador não tem de proporcionar uma função de amplificação. Ele pode proporcionar isolamento de CC entre o gerador e o utilizador, isto é, formar uma barreira de isolamento de CC ou galvânica. 0 amplificador pode incluir (adicionalmente ou alternativamente ao transformador) uma disposição de terminal único ou simétrica ou de meia ponte ou de ponte completa, por exemplo, implementada utilizando MOSFETs de potência, transístores de junção bipolares (BJTs), transístores bipolares de porta isolada (IGBTs) ou semelhantes.

Se a disposição do oscilador e amplificador funciona para gerar um sinal pulsado (por exemplo, onda quadrada) de RF, o gerador de sinal inclui preferivelmente um filtro passa-baixo para extrair uma única transmissão sinusoidal a partir do sinal de onda quadrada ou comutada na frequência fundamental, isto é, as harmónicas, por exemplo a 3a, 5a, 7a, etc, para produzir uma onda quadrada são removidas. A transmissão sinusoidal extraída pode representar a transmissão de radiação EM de RF a partir do gerador de sinal para a estrutura de alimentação. Numa forma de realização, a radiação EM de RF compreende uma tensão pico-a-pico de 200-400 V fornecida num formato de onda contínuo a 500 kHz. O detetor de sinal pode compreender um detetor de sinal de micro-ondas refletido no canal de micro-ondas para medir a radiação EM de micro-ondas encaminhada entre a sonda e o gerador de sinal de micro-ondas, estando o detetor de sinal de micro-ondas disposto de forma a comunicar informação de sinal de micro-ondas que é indicativo da magnitude e/ou fase da radiação EM de micro-ondas refletida ao controlador, o controlador estando disposto de forma a variar a reactância ajustável do sintonizador com base naquela informação de sinal de micro-ondas. Se o sintonizador não está incluído no sistema, então a tensão ou corrente ou níveis de potência podem ser aumentados até aos seus valores máximos em ambos os canais de RF e micro-ondas, isto é, se a exigência de potência na ponta da sonda é de 50 W e a potência refletida (tendo em conta as perdas do cabo e sonda) é de 30 W, isto implica que a potência na ponta da sonda seja de 20 W, portanto a potência no amplificador tem de ser aumentada em 30 W de forma a produzir os 50 W desejados na ponta da sonda. Se a perda de inserção do cabo e sonda iguala os 25 W, isto implica que a potência exigida a partir da fonte para fornecer 50 W ao tecido é de 105 W.

Opcionalmente, o canal de micro-ondas pode compreender uma porção sintonizável para adaptar a impedância do alinhamento do canal de micro-ondas do aparelho com a carga observada na extremidade distai da sonda. Consequentemente, o canal de micro-ondas pode compreender um ajustador de impedância conectado no canal de micro-ondas entre o gerador de sinal de micro-ondas e a sonda, o ajustador de impedância tendo uma impedância complexa ajustável que é controlável com base na fase e/ou magnitude detetada da radiação de micro-ondas refletida e/ou direta. O detetor de sinal pode ainda compreender um detetor de sinal de micro-ondas direto no canal de micro-ondas para medir a radiação EM de micro-ondas encaminhada entre o gerador de sinal de micro-ondas e a sonda. Uma disposição correspondente à divulgada no documento WO 2008/044000 pode ser utilizada. Por exemplo, o ajustador de impedância pode compreender um ou mais ramos de sintonização, díodos de potência PIN ou varactor ou uma única microfita de comprimento variável ou linha de fita ou ramo de sintonização de linha coaxial que é movido ao longo de uma microfita, linha de fita ou linha coaxial, em que o movimento ao longo da linha e a variação no comprimento do ramo de sintonização é até uma metade do comprimento de onda na frequência da radiação EM de micro-ondas .

Medições da informação da magnitude e/ou de fase da radiação EM de micro-ondas refletida e direta podem ser realizadas utilizando um emissor-recetor de micro-ondas integrado, tal como ο MAX2829ETN fabricado por Maxim Integrated Products. Uma vantagem desta abordagem consiste em que um sinal de oscilador local separado pode não necessitar de ser gerado independentemente para misturar a frequência da radiação EM de micro-ondas detetada. O emissor-recetor integrado também pode ser utilizado para gerar a frequência de fonte para o amplificador de potência de micro-ondas, isto é, a 5,8 GHz ou 14,5 GHz. Um emissor-recetor separado pode ser utilizado para medir a radiação direta e refletida ou o mesmo circuito de emissor-recetor integrado pode ser configurado para realizar esta função alternando dentro e fora canais separados. O emissor-recetor de micro-ondas pode ser disposto de forma a receber entradas de um ou mais acopladores direcionais dispostos para acoplar uma percentagem fixa, isto é, 1% ou 10%, da radiação EM de micro-ondas direta ou refletida no canal de micro-ondas e transmitir sinais I (em fase) e Q (fase de quadratura) representativos da informação de magnitude e fase da radiação EM de micro-ondas refletida e/ou direta numa frequência suficientemente baixa, isto é, 10 MHz, que pode ser utilizada por um Conversor Analógico para Digital padrão que faz parte de uma unidade DSP ou um microcont rolador padrão, que por sua vez são representativos do estado do tecido biológico em contacto com a extremidade distai da sonda. O ajustador de impedância pode ser controlado pelo controlador com base nos sinais I e Q de saída. O ajustador de impedância pode ser um sintonizador de guia de onda que contém um ou mais ramos ou barras de sintonização mecânicas que podem ser feitos a partir de um material metálico ou dielétrico. Estas barras são movidas para dentro e para fora de uma cavidade de guia de onda a fim de adaptar a impedância do tecido biológico com a impedância do aplicador radiante (ou antena). A primeira frequência pode ser uma frequência fixa estável no intervalo de 10 kHz a 300 MHz e uma segunda frequência pode ser uma frequência fixa estável no intervalo de 300 MHz a 100 GHz. A primeira frequência deve ser suficientemente elevada para impedir que a energia cause estimulação nervosa e baixa o suficiente para evitar que a energia cause branqueamento dos tecidos ou uma margem térmica desnecessária ou danos à estrutura do tecido. Frequências pontuais preferidas para a primeira frequência incluem qualquer uma ou mais das seguintes: 100 kHz, 250 kHz, 500 kHz, 1 MHz, 5 MHz. Frequências pontuais preferidas para a segunda frequência incluem 915 MHz, 2,45 GHz, 5,8 GHz, 14,5 GHz, 24 GHz.

Conforme mencionado acima, quando a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas possam ser fornecidas à sonda simultaneamente, elas podem ser utilizadas de uma forma complementar para criar um plasma que pode assistir na função de corte e/ou função de encerramento e/ou função de esterilização do aparelho. Em particular, o canal de RF pode ser configurado para gerar um campo EM de alta tensão na extremidade distai da sonda que é adequado para disparar um plasma, que pode ser subsequentemente sustentado pela radiação EM de micro-ondas. A distância entre as duas placas (ou os dois condutores dispostos de forma coaxial num aplicador com base coaxial) pode ser tal, que o campo elétrico (V/m) estabelecido entre as duas placas (ou outra disposição de condutores) pelo campo de micro-ondas é suficientemente alto para disparar e manter o plasma. Ao proporcionar um fluxo de gás controlado (por exemplo, ar ou um gás inerte, tal como o árgon) nesta região, pode ser disparado um plasma controlável e sustentado. 0 plasma gerado para proporcionar um caminho de retorno para as correntes de RF pode ser um plasma térmico ou não térmico.

Consequentemente, o aparelho pode compreender uma alimentação de gás conectada para fornecer um fluxo de gás à extremidade distai da sonda, em que, se o fluxo de gás estiver presente, a radiação EM de RF é ajustada para disparar e conduzir plasma gasoso entre o primeiro e segundo condutores na extremidade distai da sonda e a radiação EM de micro-ondas está disposta para sustentar o plasma gasoso. Em determinados casos, apenas pode ser necessário o campo de RF ou micro-ondas.

Gerar um plasma localmente de uma forma controlada entre o primeiro e segundo condutor da sonda oferece vantagens em termos de fiabilidade e controlo da distribuição de energia de RF, isto é, no sistema convencional, é normalmente utilizada solução salina para criar o caminho de retorno ou o caminho de condução entre os elétrodos ativo e de retorno numa disposição bipolar. Isto pode ser confuso, não fiável e normalmente impraticável de implementar. A sonda utilizada com o sistema da invenção compreende uma antena bipolar em vez de uma disposição monopolar. Os sistemas de RF monopolares são indesejáveis pelos seguintes motivos : - o paciente faz parte do caminho de retorno, o que pode levar a uma queimadura ou dano ao tecido saudável em locais além do local de tratamento, - as tensões necessárias são mais elevadas do que aquelas necessárias utilizando um aparelho bipolar, isto é, pico de 4 kV comparado com um pico de 400 kV, - a almofada ou placa externa necessária com um sistema monopolar pode vir desconectada do paciente e portanto o fornecimento de energia ao tecido é interrompido ou para completamente, e - quando o tecido se torna carbonizado, a corrente para de fluir através do tecido e portanto o corte, ablação, coagulação ou dessecação do tecido cessa. O funcionamento monopolar é particularmente indesejável nos procedimentos gastrointestinais devido à necessidade da corrente de RF passar através da parede do intestino, o que pode causar perfuração. Igualmente, a incapacidade de controlar o fornecimento de energia às estruturas de parede fina, tal como do intestino, é altamente indesejável. O caminho de retorno de plasma autocontido da invenção oferece um beneficio significante quando o dispositivo é utilizado em regiões do corpo que são de difícil acesso. A estrutura bipolar emissora da sonda pode compreender uma estrutura de antena pela qual o gás é canalizado para o exterior de uma saída na extremidade distai da sonda ou a estrutura pode conter dois canos conectados à mesma extremidade onde a energia de RF/micro-ondas entra na estrutura, isto é, a extremidade proximal. Nesta disposição a conduta e saída de gás podem estar integradas na estrutura da sonda. Na disposição vedada ou encerrada, um primeiro cano pode ser utilizado para alimentar o gás para dentro da estrutura e um segundo cano utilizado para extração ou reciclagem, isto é, o gás também pode ser circulado à volta da circunferência da sonda ou entre os condutores e devolvido à segunda porta da entrada, isto é, o gás é circulado num sistema fechado. A pressão do gás e/ou configuração da saída podem ser dispostas de forma a criar uma linha de plasma ao longo de uma margem da sonda na margem distai da sonda. A sonda pode incluir o plasma parcial ou totalmente, o que pode assegurar que é sustentado em todos os ambientes teciduais. Quando o plasma é parcial ou totalmente exposto ao tecido biológico, ele pode assistir na ação de corte ou pode ser utilizado para realizar coagulação superficial (se se trata de plasma térmico) ou esterilizar o tecido (se se trata de um plasma não térmico) , assim a sonda pode ser utilizada em três modos de funcionamento, nomeadamente: para cortar tecido, para coagular ou ablação de tecido ou para esterilizar tecido. 0 dispositivo também pode ser utilizado para causar a contração de paredes de vasos.

Numa forma de realização, a estrutura emissora bipolar pode compreender um bloco planar de material dielétrico (por exemplo, cerâmica ou quartzo), sendo o primeiro e segundo condutores camadas condutoras proporcionadas em superfícies opostas do bloco planar. Esta estrutura pode apresentar uma única margem na extremidade distai da sonda que compreende um par de linhas condutoras separadas por um material dielétrico. Esta margem pode representar a margem "cortante" do instrumento. A margem pode ser romba, por exemplo, arredondada, para evitar o corte físico de tecido acidental ou indesejado. 0 plasma gasoso condutor pode ser utilizado para abordar problemas associados com sistemas eletrocirúrgicos de RF monopolares convencionais, onde o corpo do paciente faz parte do circuito e as correntes (deslocamento) passam através do corpo. Para que isto funcione, o paciente deve estar ligado à terra ou a um caminho de retorno, por exemplo, através de uma almofada que pode estar ligada ao paciente ou através de uma folha condutora onde o paciente se pode deitar. Estes sistemas convencionais podem causar queimaduras locais se o paciente estiver apenas parcialmente conectado ou se uma energia de RF ineficaz é acoplada ao tecido. A capacidade de esterilização do sistema pode ser particularmente útil quando a estrutura é inserida através de um orifício natural, isto é, boca, uretra, ânus (que podem conter bactérias) depois através de uma incisão interna no estômago, vagina, bexiga ou cólon (que também pode conter bactérias) - esta técnica cirúrgica é conhecida como Cirurgia Endoscópica Transluminal por Orifício Natural (NOTES). Estas estruturas também podem ser úteis para utilização na Microcirurgia Endoscópica Transanal (TEMS), que é um método relativamente indolor de remover crescimentos anais anormais. Este tratamento não requer que seja realizada incisão e é adequado para tratar determinados cancros retais de estádio precoce ou pólipos retais benignos. Estas estruturas podem também ser úteis para levar a cabo cirurgia laparoscópica por porta única, que é o tipo de cirurgia realizada através de uma única porta ou incisão realizada no umbigo do paciente e é uma forma de cirurgia laparoscópica minimamente invasiva, mas onde apenas é realizada uma incisão. A descarga de ionização entre o primeiro e segundo condutores provocada pelo campo de micro-ondas ou RF em combinação com um gás inerte (ou ar) pode ser suficiente para produzir o efeito de esterilização tecidual necessário. 0 plasma de RF ou micro-ondas gerado isoladamente pode ser suficiente para produzir o efeito de corte de tecido. A presente invenção pode assim permitir que seja utilizada uma combinação de energia de RF, energia de micro-ondas e gás (ou ar) para criar o plasma não térmico, plasma térmico, corte de tecido por RF, coagulação de tecido, ablação de tecido, esterilização de tecido ou coagulação superficial.

Num aspeto da invenção, o aparelho pode ser utilizado para cortar através de vasos sanguíneos. Neste aspeto, a combinação da energia de RF e micro-ondas fornecida a partir de um instrumento comum é utilizada para aplicar energia de micro-ondas antes da energia de RF de forma a coagular o sangue no vaso para que seja eficazmente encerrado antes que seja aplicada a energia de RF de corte. Neste aspeto, a energia de RF e micro-ondas podem ser fornecidas a partir da sonda ao tecido de tal forma que a energia de micro-ondas (por exemplo, para coagulação) penetra inicialmente (isto é, é eficaz em alcançar a coagulação ou a divisão de tecido) até uma profundidade de 2x, a seguir à qual, a energia de RF (por exemplo, para cortar) penetra (isto é, é eficaz em alcançar a separação do tecido) até uma profundidade de x. Pode ser preferível gerar perfis de energia de micro-ondas e RF simultaneamente para assegurar que é alcançado o efeito de encerramento mais eficiente, isto é, manter o efeito micro-ondas de encerramento enquanto decorre o corte por RF. Pode ser necessário pinçar e manter o vaso durante o procedimento.

Esta técnica pode ser utilizada com uma sonda tendo uma margem de radiação única (compreendendo a estrutura emissora bipolar), que pode ser utilizada por exemplo num dispositivo aberto ou minimamente invasivo (laparoscópico) para cortar através de tecido altamente vascularizado. Utilizando estes modos em combinação (por exemplo, em série ou simultaneamente) pode assegurar uma margem segura para um corte livre de sangue. Um tampão deve ser formado na extremidade do vaso que cria uma estrutura que assegura que o vaso está permanentemente encerrado. Alternativamente, o primeiro e segundo condutores podem ser proporcionados em superfícies opostas de uma sonda tipo pinça.

Resumidamente, o aparelho divulgado no presente documento pode proporcionar uma ou mais das seguintes funções e vantagens: - radiação de energia de micro-ondas focada e controlada para coagulação eficiente (para lidar eficientemente e eficazmente com vasos sanguíneos grandes e tecido gordo); - condução de energia de RF focada e controlada para corte de tecido eficaz sem a utilização de uma lâmina afiada (produz margens térmicas semelhantes aquelas produzidas por uma lâmina cirúrgica); - uma configuração de sintonização dinâmica para a fonte de energia de micro-ondas e/ou RF para permitir que a energia seja focada no tecido biológico, mesmo quando existe uma alteração dramática na impedância do tecido (permite uma transferência de energia eficiente, funcionamento eficiente do dispositivo e quantificação eficaz dos efeitos teciduais finais devido ao conhecimento exato da dosagem de energia fornecida ao tecido); - uma infraestrutura de componentes dispostos para transportar energia de RF e micro-ondas através de uma estrutura de cabo único na direção direta e reversa para permitir um fornecimento eficaz de energia para o modo de tratamento e modo de medição de sinal para controlo preciso do sistema; - uma estrutura de aplicador (isto é, sonda) que permite que a energia de RF e micro-ondas sejam combinadas e fornecidas aos elementos de radiação/condutores contidos na extremidade distai da sonda (elementos concentrados para a energia de RF e elementos distribuídos para a energia de micro-ondas), que estão em contacto com o tecido alvo e permitem que a energia de RF e/ou micro-ondas seja eficientemente acoplada no tecido; - introdução de gás para dentro da sonda para promover a geração de plasma que pode ser utilizado para proporcionar um caminho de retorno local para a corrente de RF e/ou produzir plasma não térmico para esterilizar o tecido e/ou produzir plasma térmico para cortar o tecido e/ou coagular a superfície tecidual.

Adicionalmente à utilização em vasos sanguíneos discutida acima, a invenção também pode ser utilizada para encerrar contra o fluxo de ar, por exemplo, em vasos nos pulmões, onde pode ser desejável encerrar bolsas de ar.

As etapas para operar o sistema discutido acima podem incluir: — introduzir energia de RF para disparar um plasma térmico ou não térmico (preferivelmente não térmico); — introduzir energia de micro-ondas para sustentar o plasma (na prática, o campo de micro-ondas e o campo de RF podem ser aplicados simultaneamente sob a forma de um pulso, onde a margem principal do pulso de micro-ondas aciona um pulso de RF de alta tensão mais curto para disparar o plasma, isto é, pulso de 2 kV durante 100 ps dentro da janela de um pulso de micro-ondas de 30 W durante 100 ms; - remover a energia de RF (por exemplo, desligando o canal de RF) enquanto o plasma na sonda se estabiliza para estabelecer um caminho de baixa impedância entre os dois condutores; - introduzir energia de RF adequada para o corte de tecido, isto é, tendo uma forma de onda de onda contínua a uma frequência entre 100 kHz e 500 kHz e um pico de tensão de pico de 400 V para fazer com que ocorra o corte ou dessecação do tecido com o caminho de retorno estabelecido pelo plasma ou o retorno local estabelecido através da disposição do aplicador como uma estrutura de placas paralelas, com uma pequena distância de separação entre as placas, isto é, menos do que 1 mm e tendo um material de alta permitividade preenchendo o intervalo entre as duas placas. 0 campo de RF também pode estar presente por mais tempo durante o disparo de plasma, por exemplo 10 ms em vez de 100 ps, onde será sobreposto do campo de micro-ondas para produzir efeitos teciduais preferenciais tais como coagulação por feixe de árgon, onde é necessário plasma quente controlável para coagular a superfície do tecido para, por exemplo, tratar úlceras ou outros crescimentos que estão na superfície do tecido ou para coagular sangue. Nos casos em que os campos de RF e micro-ondas estão presentes, mas o plasma não é disparado, isto é, quando não está presente um gás, ou a distância entre os condutores onde é estabelecido o campo elétrico não permite que um plasma seja disparado, a energia fornecida ao tecido será uma energia não ionizante adequada para cortar e coagular, portanto os campos de RF e micro-ondas sobrepostos podem produzir um efeito de modo misto, onde os vasos podem ser coagulados e cortados em simultâneo. O campo composto de RF e micro-ondas pode produzir um corte dominante com alguma coagulação para impedir a hemorragia. A invenção descrita pode ser utilizada com a sonda eletrocirúrgica divulgada no anterior pedido de patente do Reino Unido n° 0912576.6 do requerente, solicitado em 20 de Julho de 2009, e publicado como o documento GB 2 472 972. O pedido de patente do Reino Unido GB 2 472 972 descreve uma sonda eletrocirúrgica sob a forma de uma espátula que compreende uma linha de transmissão planar para transportar energia de micro-ondas formada a partir de uma folha de um primeiro material dielétrico tendo uma primeira e segunda camadas condutoras em superfícies opostas do mesmo, a linha de transmissão planar estando conectada a um cabo coaxial que está disposto para fornecer energia de micro-ondas à linha de transmissão planar, o cabo coaxial compreendendo um condutor interno e um condutor externo com o condutor interno, e um segundo material dielétrico a separar os condutores interno e externo, os condutores interno e externos estendendo-se além do segundo material dielétrico numa interface de conexão para sobrepor superfícies opostas da linha de transmissão e contactar eletricamente a primeira camada condutora e a segunda camada condutora respetivamente. A primeira camada condutora está espaçada a partir da extremidade da linha de transmissão que confina o cabo coaxial para isolar eletricamente o condutor externo da primeira camada condutora, e a largura da primeira e segunda camadas condutoras é selecionada para criar uma adaptação de impedância entre a linha de transmissão e o cabo coaxial. A configuração de espátula estabelecida no pedido de patente do Reino Unido GB 2 472 972 proporciona uma perda de inserção desejável entre a linha de alimentação coaxial e a secção de radiação da extremidade, enquanto também proporciona propriedades de perda de retorno desejáveis para as margens da espátula quando em contacto com o ar e tecido biológico respetivamente. A sonda discutida no pedido de patente do Reino Unido GB 2 472 972 destina-se a irradiar energia de micro-ondas a partir das margens da linha de transmissão planar para provocar ablação tecidual local. 0 pedido de patente do Reino Unido GB 2 472 972 também divulga que a espátula discutida acima pode ter uma porção de corte por RF integrada na mesma. A porção de corte por RF pode ser formada utilizando a primeira e segunda camadas condutoras mencionadas acima como elétrodos ativo e de retorno para a energia de RF. Esta disposição pode tirar vantagem do facto de que os elétrodos ativo e de retorno se encontram em estreita proximidade um do outro, estabelecendo assim um caminho de retorno preferencial para permitir que ocorra a ação de corte local do tecido sem a necessidade de existir uma almofada de retorno remoto ou um líquido altamente condutor, isto é, solução salina, entre os dois elétrodos.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

Exemplos da presente invenção são discutidos em detalhe abaixo com referência aos desenhos anexos, nos quais: A Fig. 1 é um diagrama esquemático geral do sistema do aparelho eletrocirúrgico de acordo com uma forma de realização da invenção; A Fig. 2 é um diagrama esquemático para o aparelho eletrocirúrgico de acordo com outra forma de realização da invenção, incluindo uma alimentação de gás, pela qual o aparelho é capaz de fornecer energia de RF, energia de micro-ondas e plasma térmico/não térmico ao tecido; A Fig. 3 é um diagrama esquemático do circuito de um gerador de sinal de RF no canal de RF utilizado numa forma de realização da invenção; A Fig. 4 é um diagrama esquemático do circuito de um sintonizador de RF e um detetor de sinal de RF no canal de RF utilizado numa forma de realização da invenção; A Fig. 5 é um diagrama esquemático do circuito de um meio de variar a indutância de um sintonizador de elemento variável utilizado numa forma de realização da invenção; A Fig. 6 é um diagrama esquemático do circuito de outro meio de variar a indutância de um sintonizador de elemento variável utilizado numa forma de realização da invenção; A Fig. 7 é um diagrama esquemático do circuito de um ajustador de impedância e um detetor de sinal de micro-ondas no canal de micro-ondas utilizado numa forma de realização da invenção; A Fig. 8 é um diagrama esquemático do circuito de outro exemplo de um ajustador de impedância adequado para utilização numa forma de realização da invenção; A Fig. 9 é um diagrama esquemático do circuito de ainda outro exemplo de um ajustador de impedância adequado para utilização numa forma de realização da invenção; A Fig. 10 é um diagrama esquemático do canal de fornecimento de energia de RF completo tratado como um circuito de elementos concentrados; A Fig. 11 é um diagrama esquemático do canal de fornecimento de energia de micro-ondas tratado como um circuito de elementos distribuídos; A Fig. 12 é uma vista de topo em perspetiva de uma sonda que pode ser utilizada numa forma de realização da invenção; A Fig. 13 é uma vista de fundo em perspetiva da sonda mostrada na Fig. 12; A Fig. 14 é um diagrama esquemático de um aparelho eletrocirúrgico de acordo com uma forma de realização da invenção tendo um canal de medição separado; A Fig. 15 é um diagrama esquemático do sistema do aparelho eletrocirúrgico de acordo com uma forma de realização da invenção tendo um canal de medição separado e meios para sintonizar em ambos os canais de RF e micro-ondas; A Fig. 16 é um diagrama em bloco esquemático de uma unidade de diplexador; A Fig. 17 é um diagrama de um ramo radial de microfita útil para a unidade de diplexador mostrada na Fig. 16; A Fig. 18 é um diagrama topográfico mostrando o plano de microfita de um filtro de ramo radial útil para a unidade de diplexador mostrada na Fig. 16. A Fig. 19 é um diagrama topográfico mostrando o plano de microfita de um filtro de secção de impedância alto/baixo útil para a unidade de diplexador mostrada na Fig. 16.

DESCRIÇÃO DETALHADA; OPÇÕES ADICIONAIS E PREFERÊNCIAS O aparelho descrito nas formas de realização do presente documento é para produzir e combinar energia de micro-ondas e RF focada adequada para a coagulação/encerramento, corte e esterilização de tecido biológico. A invenção proporciona o controlo do perfil de energia (por exemplo, nível de potência e/ou forma de onda) da radiação EM de RF e micro-ondas fornecida ao tecido com base na informação do sinal detetado indicativa da natureza da carga, isto é, do tecido biológico, na extremidade distai da sonda. Algumas formas de realização discutidas abaixo também incorporam técnicas dinâmicas de adaptação de tecidos para assegurar o fornecimento máximo de energia ao tecido ao longo de um intervalo de impedâncias que podem variar desde menos do que 10 Ω até mais do que 100 kQ. O aparelho é preferivelmente utilizado com uma sonda que está configurada para criar um caminho de retorno preferencial para as correntes de corte por RF, e que permite que sejam levados a cabo procedimentos de resseção cirúrgica eficazes sem perda de sangue utilizando técnicas cirúrgicas de acesso aberto e minimamente invasivas (endoscópicas ou laparoscópicas).

Em particular, as formas de realização apresentam um novo gerador eletrocirúrgico que pode permitir a resseção cirúrgica aberta e laparoscópica, encerramento de vasos, NOTES, TEMS e a realização de outros procedimentos cirúrgicos de uma forma muito mais eficiente e eficaz do que aquela que pode ser alcançada utilizando as tecnologias baseadas em frequências de RF, laser ou ultrassons disponíveis atualmente. O aparelho pode ser particularmente adequado para procedimentos gastrointestinais, do ouvido, do nariz e da garganta. O aparelho pode ser particularmente adequado para utilização na realização de resseção endoscópica submucosa (ESR) e outros procedimentos relacionados com pólipos e crescimentos no intestino. A Fig. 1 mostra um diagrama de sistema geral para um sistema eletrocirúrgico 100 que é uma forma de realização da invenção. O sistema aqui mostrado pode ser utilizado num procedimento clinico ou cirúrgico que envolve: corte de tecido, coagulação de tecido, ablação de tecido, dessecação de tecido e esterilização de tecido. O sistema pode ser configurado para produzir plasma quente e frio para coagulação superficial e esterilização tecidual respetivamente. Ter estas opções disponíveis torna o sistema particularmente adequado para aplicações que envolvem NOTES, onde o aplicador é introduzido no corpo através de um orifício natural. O sistema 100 compreende um alinhamento de RF 102 e um alinhamento de micro-ondas 104, que formam parte de um canal de RF e um canal de micro-ondas respetivamente. O alinhamento de RF 102 contém componentes para gerar e controlar um sinal eletromagnético de frequência de RF num nível de potência adequado para tratar (por exemplo, cortar ou dessecar) o tecido biológico. Nesta forma de realização, ele inclui um oscilador de RF 1001, um controlador de potência 1002, uma unidade amplificadora (compreendendo aqui um pré-amplificador 1003 e um amplificador de potência 1004), um transformador 1005 e um detetor de sinal de RF 1006. Opcionalmente, o alinhamento de RF 102 inclui um subsistema de adaptação de impedância de elementos concentrados, através do qual a reactância do canal de RF pode ser ajustada. Esta opção é discutida abaixo em maior detalhe com referência à Fig.2. O alinhamento de micro-ondas 104 contém componentes para gerar e controlar um sinal eletromagnético de frequência de micro-ondas a um nível de potência adequado para tratar (por exemplo, coagular ou realizar a ablação) de tecido biológico. Nesta forma de realização ele inclui um oscilador de fase bloqueado 1007, um amplificador de sinal 1008, um atenuador de sinal ajustável (por exemplo, um atenuador de díodo analógico ou digital) 1009, uma unidade amplificadora (aqui um pré-amplificador 1010 e um amplificador de potência 1011), um acoplador de potência direta 1012, um circulador 1013 e um acoplador de potência refletida 1014. O circulador 1013 isola o sinal direto do sinal refletido para reduzir os componentes indesejados do sinal presentes nos acopladores 1012, 1014, isto é, aumenta a diretividade dos acopladores. Opcionalmente, o alinhamento de micro-ondas inclui um subsistema de correspondência de impedância tendo uma impedância ajustável. Esta opção é discutida abaixo em maior detalhe com referência à Fig. 2.

Neste contexto, a energia de RF é definida como a energia a uma frequência de até 300 MHz, isto é, 100 kHz, 500 kHz, 5 MHz, etc. e a energia de micro-ondas como qualquer valor além de 300 MHz, isto é, 2,45 GHz, 5,8 GHz, 24 GHz, etc. O alinhamento de RF 102 e o alinhamento de micro-ondas 104 estão em comunicação com um controlador 106, que pode compreender circuitos de condicionamento de sinal e de interface geral 108, um microcontrolador 110 e um sistema de monitorização 1015. O sistema de monitorização 1015 pode monitorizar uma gama de condições de erro potenciais, que poderiam resultar em que o sistema não realize as especificações a que se destina, isto é, o sistema fornece a dosagem de energia errada ao tecido do paciente devido a que a transmissão ou tempo de tratamento são superiores ao exigido pelo utilizador. O sistema de monitorização 1015 compreende um microprocessador que é independente do microcontrolador 110 para assegurar que o microcontrolador está a funcionar corretamente. O sistema de monitorização 1015 pode, por exemplo, monitorizar os níveis de tensão de fontes de potência de CC ou a temporização de pulsos determinados pelo microcontrolador 110. O controlador 106 está disposto de forma a comunicar sinais de controlo aos componentes no alinhamento de RF 102 e alinhamento de micro-ondas 104. Nesta forma de realização, o microprocessador 110 está programado para transmitir um sinal de controlo de RF CRF e um sinal de controlo de micro-ondas CM para o controlador de potência 1002 e ao atenuador de sinal ajustável 1009 respetivamente. Estes sinais de controlo são utilizados para estabelecer o perfil de fornecimento de energia da saída de radiação EM de RF e radiação EM de micro-ondas a partir do alinhamento de RF 102 e do alinhamento de micro-ondas 104, respetivamente. Em particular, o controlador de potência 1002 e o atenuador de sinal ajustável 1009 são capazes de controlar o nível de potência da radiação de saída. Além disso, o controlador de potência 1002 e o atenuador de sinal ajustável 1009 podem incluir circuitos de comutação capazes de estabelecer a forma de onda (por exemplo, largura de pulso, ciclo de funcionamento, etc.) da radiação de saída. O microprocessador 110 está programado para transmitir o sinal de controlo de RF CRF e o sinal de controlo de micro-ondas CM com base na informação do sinal do detetor de sinal de RF 1006 e acopladores de potência direta e refletida 1012, 1014. O detetor de sinal de RF 1006 transmite um sinal ou sinais SRF que são indicativos da tensão e corrente (e opcionalmente da fase entre a tensão e corrente) da radiação EM de RF no canal de RF. Nesta forma de realização, o gerador de RF e micro-ondas pode ser controlado através da medição da informação da fase apenas, que pode ser obtida tanto do canal de RF (a partir da informação de amostragem da tensão e corrente) como do canal de micro-ondas (a partir da informação da amostragem da potência direta e refletida). O acoplador de potência direta 1012 transmite um sinal SMi indicativo do nível de potência e o acoplador de potência refletida 1014 transmite um sinal SM2 indicativo do nível de potência refletida. Os sinais SRF, SMi, SM2 a partir do detetor de sinal de RF 1006 e dos acopladores de potência direta e refletida 1012, 1014 são comunicados aos circuitos de condicionamento de sinal e de interface geral 108, onde são adaptados para uma forma adequada para passar para o microprocessador 110.

Uma interface de utilizador 112, por exemplo um painel de ecrã tátil, teclado, ecrã LED/LCD, teclado de membrana, pedal ou semelhante, comunica com o controlador 10 6 para proporcionar ao utilizador (por exemplo, cirurgião) informação sobre o tratamento e permitir que vários aspetos do tratamento (por exemplo, a quantidade de energia fornecida ao paciente, ou o perfil de fornecimento de energia) sejam selecionados ou controlados manualmente, por exemplo, através de comandos adequados do utilizador. O aparelho pode ser operado através da utilização de um pedal convencional 1016, que também está conectado ao controlador 106.

Os sinais de RF e micro-ondas produzidos pelo alinhamento de RF 102 e alinhamento de micro-ondas 104 respetivamente entram num combinador de sinais 114, que transporta a radiação EM de RF e micro-ondas separadamente ou simultaneamente ao longo da montagem de cabos 116 para a sonda 118. Nesta forma de realização, o combinador de sinais 114 compreende uma unidade de duplexador-diplexador que permite que a energia nas frequências de RF e micro-ondas seja transmitida ao longo da montagem de cabos 116 (por exemplo, um cabo coaxial) a uma sonda (ou aplicador) 118, a partir da qual é fornecida (por exemplo, irradiada) ao tecido biológico de um paciente. Noutras formas de realização, o combinador de sinal 114 pode compreender um dispositivo de comutação tal como um comutador de relé ou um comutador coaxial que é capaz de alternar o sinal fornecido à sonda 118 entre a radiação de RF e micro-ondas. O dispositivo de comutação pode ter uma velocidade de comutação adequada para alternar rapidamente entre a RF e micro-ondas para que sejam recebidas na sonda 118 quase- simultaneamente. Exemplos da sonda 118 são discutidos abaixo. 0 combinador de sinal 114 também permite que a energia refletida, que é devolvida a partir da sonda 118 ao longo da montagem de cabos 116, passe aos alinhamentos de micro-ondas e RF 102, 104, por exemplo, para ser detetada pelos detetores ai contidos. Conforme explicado abaixo, o aparelho pode incluir um filtro passa-baixo 146 no canal de RF e um filtro passa-alto 166 no canal de micro-ondas, de tal forma que apenas um sinal de RF refletido entra no alinhamento de RF 102 e apenas um sinal de micro-ondas refletido entra no alinhamento de micro-ondas 104.

Finalmente, o aparelho inclui uma unidade de fornecimento de potência 1017 que recebe potência a partir de uma fonte externa 1018 (por exemplo, rede elétrica) e a transforma em sinais de fornecimento de potência de CC V3-V6 para os componentes do aparelho. Assim, a interface do utilizador recebe um sinal de potência V3, o microprocessador 110 recebe um sinal de potência V3, o alinhamento de RF 102 recebe um sinal de potência V3, o alinhamento de micro-ondas recebe um sinal de potência V4, os circuitos de condicionamento de sinal e interface geral 108 recebem um sinal de potência V5, e o sistema de monitorização 1015 recebe um sinal de potência V6. A Fig. 2 é um diagrama de sistema de um sistema eletrocirúrgico 101 de acordo com outra forma de realização da invenção. Os subcomponentes do alinhamento de RF 102 e alinhamento de micro-ondas 104 são ilustrados, e nesta forma de realização incluem elementos de sintonização, conforme explicado abaixo. Aos componentes em comum na Fig.l são dados os mesmos números de referência e não são descritos novamente.

Nesta forma de realização, o sistema também inclui um fornecimento de gás 120 (por exemplo, um reservatório de ar comprimido ou gás inerte, tal como árgon) que fornece gás a um controlador de gás 122 (por exemplo, um ou mais comutadores e/ou válvulas de fluxo) que funciona sob instruções recebidas a partir do controlador 106. O controlador de gás 122 está conectado para permitir o fornecimento seletivo de gás à sonda 118, em que pode ser utilizado na formação de um plasma térmico ou não térmico, conforme descrito abaixo. O sistema de fornecimento de gás utilizado na presente invenção pode ser semelhante ao sistema de controlo de gás divulgado no documento WO 2009/060213.

Assim, a sonda 118 pode admitir energia de RF, energia de micro-ondas e gás e emitir energia de RF para cortar tecido, energia de micro-ondas para coagular e/ou fazer a ablação de tecido, plasma não térmico para esterilizar tecido, por exemplo, para matar bactérias resistentes dentro de orifícios naturais ou causadas por corpos estranhos introduzidos dentro do corpo, isto é, inserções metálicas e/ou plasma térmico para cortar tecido ou realizar coagulação superficial, por exemplo, para o tratamento de úlceras na superfície do tecido. O microcontrolador 110 e os circuitos de condicionamento de sinal e interface geral 108 podem também ser utilizados para proporcionar sinais de controlo para o controlador de gás 122 para controlar a taxa de fluxo, mistura de gás e perfil de fornecimento de gás à sonda 118 de acordo com o plasma que é necessário gerar na sonda 118, isto é, o controlador 122 pode estabelecer as condições de fornecimento de gás dependendo de se é desejado um plasma não térmico (por exemplo, para proporcionar um caminho de retorno local ou para esterilizar tecido) ou um plasma térmico (por exemplo, para cortar tecido ou realizar ablação da superfície tecidual). Para a esterilização e proporcionar o retorno local, um pulso de estado de alta tensão, por exemplo, pico de 400 V durante 1 ms, pode ser utilizado para iniciar o plasma, seguido de um pulso de micro-ondas por uma duração de 10 ms com um ciclo de funcionamento de 10% e uma amplitude de 30 W. Para o plasma térmico, o ciclo de funcionamento pode ser aumentado até 60% e a amplitude para 60 W. O alinhamento de RF 102 compreende um gerador de sinal 128 para gerar radiação EM de RF tendo uma primeira frequência fixa estável, que nesta forma de realização é de 500 kHz. O gerador de sinal de RF pode compreender um oscilador, por exemplo, um oscilador de Clapp ou semelhante, que transmite um sinal de RF de baixa tensão (potência) na primeira frequência. Numa forma de realização alternativa, um oscilador separado pode não ser necessário; o sinal de RF pode ser produzido diretamente a partir de um microcontrolador no controlador, uma vez que dispositivos microcontroladores conhecidos sejam capazes de transmitir sinais analógicos até 300 kHz. A transmissão do gerador de sinal 128 é utilizada como um sinal de baixa potência para acionar um amplificador de RF 130, que transmite radiação EM de RF em níveis de tensão e corrente adequados para o corte de tecido. A saída de potência pelo amplificador de RF 130 é controlada por uma unidade controladora e moduladora de nível de potência 132, que pode compreender uma fonte de tensão ajustável e um comutador de ON/OFF, por exemplo variação na tensão do dreno do andar de saída que utiliza um ou mais transístores MOSFET, isto é, um MOSFET de terminal único, dois MOSFETs dispostos como uma meia ponte ou quatro MOSFETs dispostos como uma ponte completa. Se a fonte de tensão ajustável pode reduzir a sua tensão a zero suficientemente rápido, isto é, em torno a 1 ps, o comutador de ON/OFF pode ser omitido. Quando o comutador de ON/OFF é empregue, pode assumir a forma de um transístor MOSFET conectado em série. A transmissão a partir do oscilador 128 pode acionar um dispositivo de comutação, por exemplo MOSFET de potência ou semelhante, para aplicar uma entrada pulsada ao amplificador de RF 130. A transmissão a partir do amplificador de RF 130 é recebida por uma primeira unidade de medição 134, que está disposta de forma a medir a corrente e tensão da transmissão da radiação EM de RF produzida pelo amplificador de RF 130. A primeira unidade de medição 134 pode extrair (por exemplo, acoplar ou amostrar) sinais IRFF, VRF1 correspondendo à (por exemplo, proporcionais à) corrente e tensão medidas, respetivamente. Os sinais de saída Irei, VRFi são recebidos pela primeira unidade de deteção 136, que pode ser disposta de forma a processar e/ou condicionar os sinais de saída IRFF, VRF1 para extrair informação indicativa da sua maqnitude relativa e, opcionalmente, da sua fase. Esta informação é introduzida no controlador 106 para utilização no controlo do funcionamento do sistema 100. A transmissão a partir da primeira unidade de medição 134 é introduzida num sintonizador de RF 138, que possui uma reactância ajustável presente no alinhamento de RF 102 para adaptação da impedância do aparelho com uma carga (por exemplo, tecido biológico) presente na extremidade distai da sonda 118. A reactância ajustável do sintonizador de RF é efetuada por um mecanismo de ajuste da rede de sintonização 140 (por exemplo, um arranjo de comutadores, um motor de passo ou linear, um dispositivo PZT ou um atuador magnetorestritivo (por exemplo, com base em

Terfenol-D) ou semelhante) que está sob o controlo do controlador 106. O sintonizador de RF 138 pode ter tanto uma indutância ajustável como uma capacitância ajustável, que pode ser independentemente controlada pelo controlador 106. Um exemplo detalhado desta disposição é discutida abaixo com referência à Fig. 4. A transmissão a partir do sintonizador de RF 138 é recebida por uma segunda unidade de medição 142, a qual está disposta de forma a medir a corrente e a tensão da transmissão de radiação EM de RF produzida pelo sintonizador de RF 138. A segunda unidade de medição 142 pode extrair (por exemplo, acoplar ou amostrar) sinais IRF2, VRF2 correspondentes à (por exemplo, proporcionais à) corrente e tensão medidas, respetivamente. Os sinais de saída Irf2 , VrF2 são recebidos pela segunda unidade de deteção 144, que pode ser disposta de forma a processar e/ou condicionar os sinais de saída IRF2, VRF2 · A informação resultante é introduzida no controlador 106 para utilização no controlo do funcionamento do aparelho 100. A primeira unidade de deteção 136 e a segunda unidade de deteção 144 podem, cada uma assumir a forma de um detetor de interseção zero ou um detetor de máximos/mínimos, o qual pode ser configurado para detetar quando a tensão e corrente estão em fase uma com a outra (a reactância capacitiva é igual em magnitude e contrária em sinal, à reactância indutiva) ou para detetar valores de pico de tensão/corrente, isto é, um máximo de tensão e um mínimo de corrente são indicativos de uma carga de alta impedância. O detetor de interseção zero e os detetores de máximos/mínimos podem ser concretizados utilizando componentes analógicos, ou seja, amplificadores operacionais, ou podem ser concretizados em software. Circuitos que produzem estas funções com base em amplificadores operacionais são conhecidos para um perito na especialidade do desenho de circuitos analógicos.

Um detetor de tensão/corrente pode ser utilizado antes ou depois do sintonizador de RF 138 de forma a quantificar o nível de potência na entrada do sintonizador e na saída a partir do sintonizador para assegurar que a potência não é perdida na própria rede de sintonização, isto é, devido a indutores e condensadores não ideais (com perdas) entre a rede de sintonização. As medições de tensão e corrente podem ser detetadas apenas na saída uma vez que toda a energia da fonte é fornecida à carga de tecido, não será detetada nenhuma tensão/corrente refletida no lado de entrada do sintonizador.

No caso em que o amplificador de RF 130 compreende dois transístores conectados numa configuração de meia ponte ou quatro transístores conectados numa configuração em ponte completa, pode ser desejável medir a tensão através e a corrente que flui através dos transístores, isto é, antes da rede de sintonização, e utilizar esta informação para controlar a comutação dos transístores para assegurar um funcionamento ótimo, isto é, para atingir a passagem de tensão zero ou corrente zero, isto é, onde a dissipação de potência no aparelho é teoricamente zero. Nesta disposição, o controlador 106 pode ser utilizado para decidir quando se deve ligar ou desligar os transístores de potência no amplificador de RF 130 com base na informação de tensão e corrente detetada.

Para o andar de RF, a impedância é encontrada dividindo a tensão pela corrente e a medindo a diferença de fase entre as duas para que a impedância complexa possa ser extraída. Alternativamente, a informação de fase sozinha pode ser utilizada para controlar o sistema, isto é, ajustar o valor de "C" ou "L", quando uma fase de avanço/atraso é detetada. Um valor elevado de tensão e um baixo valor de corrente indica um valor de impedância elevado e, inversamente, um valor baixo da tensão e um elevado valor de corrente é indicativo do baixo valor de impedância.

Numa implementação prática, os valores de tensão, corrente e/ou ângulo de fase entre os dois seria primeiro medido e, em seguida, seria feito um ajustamento, para o valor de capacitância (C) ou de indutância (L) dentro do sintonizador de RF 138 para estabelecer uma alteração na magnitude da tensão/corrente e da fase. Se o ângulo de fase é aumentado, então o mesmo elemento pode ser ajustado de volta para a posição original (valor de L ou C) e, em seguida, movido na direção oposta (L ou C maior ou menor), ou pode ser preferível mover de volta para a posição inicial e, em seguida, variar o valor do outro componente (L ou C) na rede. Este processo de sintonização é iterativo.

Alternativamente, podem ser utilizadas tabelas de consulta, através das quais são feitos os ajustes físicos para os valores de L ou C ou ambos L e C com base nos valores de tensão, corrente e/ou do ângulo de fase medidos. Os sinais de controlo para atuadores eletromecânicos, comutadores semicondutores, desvios de CC em materiais magnéticos, etc irão variar os valores de L e/ou C na rede de sintonização e estes sinais são fornecidos pelo controlador 106.

Para os circuitos de ressonância em série ou em paralelo, a tensão e a corrente estão em fase, isto é, o ângulo de fase entre as duas é zero, e a magnitude da reactância capacitiva do sistema (incluindo o cabo de distribuição 116, o aplicador 118 e do tecido) é a mesma que a magnitude da reactância indutiva (que incluirá o cabo de distribuição 116 e o aplicador 118) e os dois estão 90° fora de fase. Assim, quando o ângulo de fase é igual a zero a condição de ressonância é alcançada e o valor máximo de tensão ou corrente que é alcançável pelos componentes do circuito na configuração particular utilizada (tendo em conta as perdas magnéticas, dielétricas e resistivas dentro da rede) será fornecido ao tecido. O circuito utilizado para detetar a diferença de fase entre a tensão e a corrente pode ser um detetor de fase com base na porta OR (EXOR) exclusivo simples com desmultiplicação/limitação de tensão/corrente adequada aplicada para fixar a amplitude do sinal que vai para o detetor, isto é, se este é um dispositivo TTL, a amplitude não deverá exceder 5 V. A transmissão a partir da segunda unidade de medição 142 é feita entrar num filtro passa-baixo 146, o qual funciona de modo a transmitir apenas energia de RF através dele, garantindo assim que apenas radiação EM de RF é transmitida em direção à sonda a partir do gerador de sinal de RF e impedindo qualquer radiação EM de micro-ondas que pode ser refletida a partir da sonda ou transmitido através do combinador de sinal (por exemplo, unidade de duplexador-diplexador) 114 para a porta de entrada de RF de atingir os componentes do alinhamento de RF 102, isto é, causando danos ao andar de saída. O alinhamento de micro-ondas 104 inclui uma fonte de frequência de micro-ondas 148 (por exemplo, gerador de sinal de micro-ondas), que é utilizada para gerar um sinal de baixa potência numa segunda frequência, que é maior do que (por exemplo, pelo menos uma ordem de magnitude maior do que, de preferência, duas, três ou mais ordens de magnitude maior do que) a primeira frequência (por exemplo de 5,8 GHz). A fonte de frequência 148 pode ser um oscilador controlado por tensão (VCO), osciladores ressoadores dielétricos (DRO), oscilador de díodo Gunn ou semelhantes. A transmissão a partir da fonte de frequência 148 é recebida por uma unidade controladora e moduladora do nível de potência 150. A unidade controladora e moduladora do nível de potência 150 pode incluir um comutador de modulação disposto de forma a permitir que o canal de micro-ondas seja operado de um modo pulsado, e um atenuador de controlo de potência disposto de modo a permitir ao utilizador controlar o nível da potência fornecida ao tecido. A transmissão a partir da unidade controladora e moduladora do nível de potência 150 é recebida por uma unidade de amplificação e proteção 152 disposta de modo a amplificar a potência do sinal de baixa potência para um nível apropriado para o encerramento ou coagulação ou ablação de tecido biológico. A unidade de amplificação e proteção 152 pode incluir um pré-amplificador para amplificar o nível do sinal de saída produzido pela fonte de frequência, e um amplificador de potência para amplificar o sinal produzido pelo pré-amplificador para um nível adequado para causar o encerramento ou coagulação ou ablação de tecidos. Para proteger os amplificadores e fonte de elevados níveis de energia de micro-ondas refletida, a saída do amplificador de potência pode estar conectada a um circulador de micro-ondas. 0 circulador apenas permite que a energia de micro-ondas flua no sentido horário, portanto, qualquer potência refletida que volte ao amplificador de potência será absorvida pela carga de despejo de potência, se o circulador é um dispositivo de três portas, em que a primeira porta recebe a potência de saída a partir do amplificador. A segunda porta transmite esta potência a uma montagem de cabos e à sonda e recebe potência de volta a partir da sonda e da montagem de cabos quando a sonda está desadaptada com a impedância do tecido. A terceira porta está conectada com uma carga de potência que é capaz de absorver a potência refletida e está muito bem adaptada com a impedância do circulador. A impedância da carga adaptada é preferivelmente a mesma que a impedância do sistema, isto é, 50 + jO Ω. Um acoplador direcional pode ser conectado entre a terceira porta do circulador e a entrada para a carga adaptada para permitir que a potência refletida seja amostrada. A transmissão a partir da unidade de amplificação e proteção 152 é introduzida numa primeira unidade de acoplamento de potência 154, que pode compreender um acoplador direcional direto e acoplador direcional refletido dispostos de forma a amostrar a energia direta e refletida de micro-ondas no canal de micro-ondas. Os níveis de potência direta e refletida amostrados são introduzidos respetivamente, numa primeira unidade de deteção de potência direta e refletida 156, onde os níveis de potência são detetados, por exemplo, utilizando detetores de díodo ou detetores heteródinos/homódinos, para amostrar uma porção da potência direta e refletida e permitir que informação sobre a magnitude, ou sobre a magnitude e fase, ou apenas sobre a fase, seja extraída a partir do sinal amostrado. Os sinais produzidos pela primeira unidade de deteção de potência 156 são introduzidos no controlador 106 para permitir que sejam utilizados níveis e/ou fases de potência direta e refletida para calcular a potência útil fornecida ao tecido e para determinar os sinais de entrada necessários que vão para o controlador e modulador do nível de potência 150, para assegurar que a potência ou energia realmente fornecida é igual à potência ou energia exigida.

Esta forma de realização utiliza um sistema de adaptação de impedância dinâmico para permitir que a energia de micro-ondas desenvolvida pela unidade de amplificação e proteção 152 seja adaptada, em termos de impedância, com a carga apresentada à extremidade distai da sonda 118 que representa o estado do tecido biológico. Esta invenção não se limita à utilização de um mecanismo de sintonização automático para o sistema de fornecimento de potência de micro-ondas, isto é, a extremidade distai da sonda (o radiador) pode ser adaptada a um tipo/estado particular de tecido biológico na frequência de funcionamento ou a impedância da sonda pode ser mecanicamente ajustada, isto é, através de um mecanismo incluído na peça de mão para proporcionar um nível de adaptação entre a impedância da sonda e a impedância do tecido em contacto com a sonda. A transmissão a partir da primeira unidade de acoplamento de potência 152 é recebida por uma rede de sintonização 158, que tem uma impedância ajustável no alinhamento de micro-ondas 104 que é determinada pelo estado de um mecanismo de ajuste da rede de sintonização 160 sob o controlo do controlador 106, com base em informação recolhida a partir da primeira unidade de deteção de potência 156 e uma segunda unidade de deteção de potência 164. A transmissão a partir da rede de sintonização 158 é introduzida numa segunda unidade de acoplamento de potência 162, que pode ser configurada de uma forma semelhante à da primeira unidade de acoplamento de potência 154 para amostragem dos níveis de potência direta e refletida a partir do alinhamento de micro-ondas 104 e introduzi-los respetivamente, numa segunda unidade de deteção de potência direta e refletida 164, que reencaminha os níveis de potência detetados e/ou informação de fase para o controlador 106. A informação disponibilizada pela primeira e segunda unidade de deteção de potência 156, 164, pode ser comparada para determinar os ajustes necessários pela rede de sintonização 158 para permitir que a fonte de potência seja adaptada, em termos de impedância, com a carga de tecido. A transmissão a partir da segunda unidade de acoplamento de potência 162 é introduzida num filtro passa-alto 166, que funciona para transmitir apenas energia de micro-ondas através dele, assegurando assim que apenas radiação EM de micro-ondas é transmitida em direção à sonda a partir do gerador de sinal de micro-ondas e impedir que qualquer radiação EM de micro-ondas que possa ser refletida a partir da sonda, chegue aos componentes no alinhamento de micro-ondas 104. O filtro passa-alto pode ser um dispositivo recíproco, o que lhe permite passar sinais em ambas direções.

Exemplos mais detalhados do canal de micro-ondas são discutidos abaixo com referência às Figs. 7 a 9.

Sob utilização, o controlador 106 funciona de forma a controlar os valores de capacitância e indutância dos elementos de sintonização do sintonizador de RF 138 durante o fornecimento de energia de RF e os elementos de sintonização distribuídos da rede de sintonização 158 durante o fornecimento de energia de micro-ondas para adaptar a impedância dos respetivos canais com a carga na extremidade distal da sonda 118. Na prática, os elementos de sintonização podem ser capacitâncias/indutâncias variáveis (elementos concentrados) e linhas de transmissão de ramos/microfita ou díodos de potência PIN/Varactor (elementos distribuídos) respetivamente. A energia de RF e a energia de micro-ondas podem ser transmitidas simultaneamente, para que uma correspondência simultânea possa ser realizada pelo controlador 106. Os filtros passa-baixo e passa-alto asseguram que os sinais devolvidos utilizados para a sintonização contêm energia apenas na frequência da fonte particular. A correspondência de impedância, neste contexto, refere-se à maximização da transferência de energia ao tecido (através da condução de energia de RF e radiação de energia de micro-ondas) através da adaptação conjugada complexa da fonte (isto é, o aparelho) à carga de tecido. Pode ser notado que a fonte de micro-ondas pode fornecer energia através de radiação e condução, mas o caminho de retorno está localizado para as correntes de micro-ondas. Pode ser necessário fornecer energia de RF e micro-ondas simultaneamente quando a energia de micro-ondas é utilizada para criar um plasma para estabelecer um caminho de retorno preferencial por onda fluam as correntes de RF. Neste caso, a energia de RF pode ser utilizada para cortar tecido. Também pode ser desejável fornecer energia de RF e micro-ondas simultaneamente ao tecido para alcançar efeitos teciduais melhorados, isto é, a energia de RF pode ser modulada com a energia de micro-ondas para causar simultaneamente, coagulação e corte no campo de micro-ondas para assistir com o corte através de tecido gordo ou para assumir o corte quando o tecido se torna carbonizado.

Pode ser preferível para os osciladores 128 e 148 serem bloqueados em fase para uma fonte de referência de cristal compensada de temperatura estável para que a energia na frequência de RF e de micro-ondas esteja numa frequência fixa. No caso do oscilador de RF 128, o sinal pode ser produzido pelo microcontrolador 106, o qual será referenciado a um oscilador de fonte estável para temporização, isto é, um oscilador de cristal compensado por temperatura ou semelhante. O controlador de gás 122 funciona de modo a controlar o fluxo de gás para dentro do tubo de fornecimento de gás 124, que conecta o fornecimento de gás 120 à sonda 118. Na extremidade distai da sonda, o tubo de fornecimento de gás 124 tem uma disposição de saída 126 para a criação de uma linha de fluxo de gás na zona da extremidade distai da sonda 118. A posição da linha de fluxo de gás está disposta de modo a coincidir com um campo elétrico de alta tensão estabelecido utilizando a energia de RF ou a energia de micro-ondas ou uma combinação de ambas. O campo elétrico de alta tensão, que só pode estar presente durante uma curta duração, por exemplo, um pulso de 10 ms ou menos, pode agir para disparar o plasma a partir da linha de fluxo de gás. Uma vez disparado, o plasma pode ser mantido pela radiação EM de micro-ondas a partir do aparelho, por exemplo, adaptando a impedância do alinhamento de micro-ondas 104 com o plasma e assim acoplar eficientemente a energia de micro-ondas. A adaptação pode ser alcançada de forma dinâmica, por exemplo, utilizando um ajustador de impedância no alinhamento de micro-ondas 104 ou pode ser preestabelecida, por exemplo, tornando a impedância do aplicador 118 bem adaptada com a impedância do alinhamento de micro-ondas 104 quando gás de condução ou plasma estão presentes nele. O disparo de alta tensão pode ser produzido utilizando uma fonte de energia de frequência mais baixa, isto é, a fonte de RF funcionando a 500 kHz. O campo elétrico produzido pelo gerador de potência de micro-ondas pode ser suficiente para disparar e manter o plasma e assim a fonte de RF ou o ajustador de impedância de micro-ondas podem não ser necessários para criar e manter o plasma necessário para produzir o caminho de retorno preferencial para a corrente de RF. Por exemplo, 80 W de potência de micro-ondas a 5,8 GHz podem ser utilizados para disparar plasma e 20 W de potência a 5,8 GHz podem ser utilizados para sustentar o plasma uma vez que tenha sido disparado. As pequenas geometrias associadas com as sondas utilizadas no presente pedido implicam que elevados campos elétricos estejam presentes, isto é, o espaçamento entre os dois elétrodos pode ser inferior a 1,5 mm. Neste caso, a energia de RF pode ser utilizada para cortar o tecido e o ajustador de impedância pode ser utilizado para assegurar que a energia de micro-ondas em contacto com o tecido está bem adaptada com a impedância do tecido para garantir que é conseguida a máxima transferência de energia e que a energia fornecida a partir da secção de radiação do aplicador pode ser bem quantificada, isto é, tendo em conta a perda de inserção do cabo de distribuição e do aplicador, uma exigência de 10 W pelo utilizador durante 10 segundos para fornecer 100 J de energia para o tecido alvo pode ser conseguida com um elevado grau de confiança, mesmo quando a impedância do tecido se altera durante o processo de coagulação ou ablação.

Numa forma de realização, a sonda 118 pode compreender uma estrutura de antena bipolar planar ou uma linha de transmissão de placas paralelas compreendendo duas camadas condutoras, que estão espacialmente separadas uma da outra numa direção normal ao plano da estrutura. Em utilização, as camadas condutoras são paralelas uma à outra. As camadas condutoras compreendem um primeiro elétrodo (ativo) que está conectado ao condutor interno de uma linha de alimentação coaxial 116, e um segundo elétrodo (de retorno) conectado ao condutor externo da linha de alimentação coaxial 116. Uma margem de cada um dos elétrodos está exposta na extremidade distai da sonda, formando assim, em utilização, um par de linhas condutoras paralelas separadas uma da outra. A separação pode ser pequena, por exemplo 2 mm ou menos. Numa forma de realização particular de uma linha de transmissão de placas paralelas, a largura da placa ativa é de 2,0 mm, o comprimento da placa ativa é de 12,7 mm, a largura da placa de retorno é de 2,2 mm, o comprimento da placa de retorno é de 13,2 mm e a espessura do material do substrato que separa as duas placas é de 0,6 mm. Noutra forma de realização, a largura pode ser 1,3 mm, o comprimento de 5 mm e o espaçamento entre as duas placas pode ser 0,3 mm. O material do substrato é quartzo de corte em Z, com uma permitividade relativa de 4,0 e as placas são cada uma produzida pela deposição de uma camada de cobre, seguida por uma camada de ouro. A espessura das camadas de metalização é de entre 3 pm e 5 pm. A camada de ouro protege o cobre da oxidação e é também um material que pode ser utilizado dentro do corpo. As placas podem também ser camadas únicas de apenas ouro ou prata. O material dielétrico que separa os dois elétrodos pode também estar exposto na extremidade distai da sonda 118. A disposição de saída 126 pode compreender um cano muito pequeno localizado numa das extremidades das margens expostas dos elétrodos. O cano pode estar integrado na sonda 118, por exemplo, estar contido no material dielétrico.

Noutra forma de realização, os elétrodos podem estender-se além do material dielétrico para definir uma cavidade na extremidade distai da sonda. A cavidade pode ser fechada, por exemplo, separada da carga de tecido, por uma tampa (por exemplo, uma janela de quartzo) montada entre as margens distais dos elétrodos. O plasma pode ser formado na cavidade, onde é parcialmente (na ausência da tampa) ou completamente (quando a tampa está presente) retido dentro da estrutura da antena. Isto pode assegurar que o plasma é sustentado em todos os ambientes teciduais; isto é, não é afetado pelo tecido húmido e plasma térmico e não térmico pode ser emitido para a coagulação superficial e esterilização de orifícios, respetivamente. A Fig. 3 mostra os componentes de um exemplo de um canal de RF que pode ser utilizado nas formas de realização discutidas acima. Neste exemplo uma fonte de pulsos 170 é utilizada como o oscilador primário. O oscilador de pulso está disposto de forma a gerar uma transmissão pulsada (por exemplo, onda quadrada) tendo uma frequência estável (fixa) no intervalo entre 10 KHz a 100 MHz e um ciclo de funcionamento de menos do que 1% até mais do que 90%. A transmissão pulsada é utilizada para comutar um MOSFET de potência 172 entre ON/OFF, cujo estado operacional determina se uma corrente flui ou não através de uma bobina primária 174 de um transformador 175. A magnitude da tensão de barramento ou alimentação VDD pode ser ajustável (por exemplo, através do controlador do aparelho) para controlar a magnitude da tensão da energia de RF de saída ou sinal de medição. O ajuste da VDD e/ou do ciclo de funcionamento da fonte de pulsos 170 pode proporcionar meios adequados para controlar o nível de potência de RF produzida pelo gerador. A transmissão da fonte de pulsos 170 pode não ser suficiente para acionar o MOSFET de potência 172, portanto um acionador de porta 17 6 pode ser conectado para amplificar a tensão de saída da fonte de pulsos e para proporcionar corrente suficiente para carregar/descarregar a capacitância de entrada do MOSFET de potência 172 para permitir que o dispositivo seja comutado entre ON e OFF de uma forma eficiente, isto é, a corrente, I, disponível a partir do acionador de MOSFET e a capacitância de entrada, C, do dispositivo são conectadas utilizando a seguinte equação: I = C dvgs/dt, onde dvgs é a tensão da porta para a fonte necessária para comutar o dispositivo entre ON/OFF e dt é o tempo para ligar o dispositivo em OF/OFF (o tempo de ascensão/queda + atraso de ligação on/off). A disposição de MOSFET de extremidade única pode ser substituída por uma disposição de meia ponte compreendendo dois transístores conectados em série ou uma disposição de ponte completa que compreende quatro transístores conectados numa configuração de "H". Estas configurações são conhecidas para um engenheiro de RF com experiência na área do desenho de fontes de alimentação comutáveis. A bobina secundária 178 do transformador 175 está conectada através de um sintonizador de RF 180 entre o condutor interno 184 e o condutor externo 186 de um meio de transmissão coaxial 182, que é ilustrado na Fig. 3 utilizando componentes reativos representativos. O circuito equivalente ao elemento concentrado deste alinhamento é uma indutância em série e uma capacitância shunt (paralela). Neste exemplo, o sintonizador de RF 180 executa duas funções: filtrar a transmissão pulsada da bobina secundária 178 para extrair um sinal de RF sinusoidal (fundamental) para encaminhar para a sonda 188 e proporcionar uma reactância que atua de modo a adaptar a impedância do aparelho com a carga de tecido 190. Para simplificar, o sintonizador de RF 180 na Fig. 3 é mostrado como compreendendo uma indutância variável 192 em série com a bobina secundária 178 e uma capacitância variável 194 conectada em paralelo {shunt) através da saída do gerador. Esta disposição pode ser alterada para uma capacitância em série variável seguida por uma indutância shunt variável. Pode ser preferível utilizar um elemento de sintonização de valor fixo (L ou C) e um elemento de sintonização variável (C ou L) , em vez de dois elementos de ajuste variáveis. Pode ser preferível colocar o elemento de sintonização shunt à frente de (ou precedendo) o elemento de sintonização em série. Pode ser preferível utilizar elementos de sintonização adicionais na rede, isto é, um condensador conectado por meio de shunt seguido por um indutor conectado em série seguido por um segundo condensador conectado por meio de shunt. O indutor e condensadores podem também ser trocados entre si. Pode ser preferível substituir a rede de sintonização por um único condensador shunt conectado através do transformador de saída utilizado para ajustar o ângulo de fase entre a tensão e a corrente para fornecer a correção do fator de potência. 0 aplicador 188 pode ser um condensador de placas paralelas (ou linha de transmissão de placas paralelas para a análise da frequência de micro-ondas) compreendendo duas placas metálicas (ativa e de retorno) separadas por uma camada de material dielétrico, por exemplo, quartzo ou cerâmica, onde as camadas metálicas são cada uma de 4 pm de cobre seguido por 2 pm de ouro e as dimensões das placas são 2 mm x 12 mm. A Fig. 4 mostra uma versão mais detalhada do canal de RF ilustrado na Fig. 3, no qual os componentes que alcançam as funções do sintonizador de RF descritas acima, são mostrados. Aos componentes tendo a mesma função do que na Fig. 3 são atribuídos os mesmos números de referência e não são descritos novamente.

Na Fig. 4 a bobina secundária do transformador está conectada a um filtro passa-baixo 196 que extrai o sinal sinusoidal fundamental a partir da transmissão de RF pulsada. A transmissão do filtro passa-baixo 196 é introduzida num condensador variável 198 conectado em série com a bobina secundária do transformador 175. Neste exemplo, o condensador variável 198 compreende uma pluralidade (quatro neste caso) de condensadores 201 que podem ser independentemente comutados para dentro ou para fora do canal. Cada condensador 201 possui um comutador de derivação 202 que pode ser utilizado para colocar fora do circuito o condensador respetivo aquando do encerramento através do curto-circuito causado pela junção das placas. Os comutadores de derivação 202 são operados por sinais de controlo respetivos C1-C4 produzidos pelo controlador 106.

Os condensadores 201 podem ter capacitâncias distintas, por exemplo, dispostas numa sequência binária de lx, 2x, 4x e 8x uma capacitância de base.

De forma semelhante, um indutor variável 204 é conectado em paralelo (shunt) com a bobina secundária do transformador 175 na extremidade distai da cadeia do condensador 201. Neste exemplo, o indutor variável 204 compreende uma pluralidade (quatro neste caso) de indutores 206 que podem ser independentemente comutados para dentro ou para fora do canal. Cada indutor 206 tem um comutador de derivação 208 a ele associado para permitir que seja feita a derivação ou o curto-circuito do inicio e final de qualquer um dos enrolamentos 206. Os comutadores de derivação 208 são operados por sinais de controlo respetivos Cs-Cs a partir do controlador 106. Os indutores 208 podem ter diferentes indutâncias, por exemplo, dispostas numa sequência binária de lx, 2x, 4x e 8x a indutância de base de forma a proporcionar a maior variação nas possíveis impedâncias de carga com que o sistema pode ser possivelmente adaptado, isto é, cobrir a maior parte possível do diagrama de Smith. A Fig. 5 mostra uma implementação alternativa para um indutor variável 207. Aqui, uma bobina solenoide de arame 209 é enrolada à volta de uma barra de material magnético 211 para formar o indutor para o circuito sintonizado. O indutor variável 207 opera mecanicamente variando a distância a que a barra 211 é inserida dentro da bobina 209. O material magnético da barra tem uma permeabilidade relativa elevada (multiplicador de fluxo) para permitir que um pequeno movimento da barra 211 produza uma alteração notável na indutância da bobina 209. A barra 211 pode ser recuada e avançada ao longo do seu eixo sob o controlo de um par de solenoides ou uma solenoide única e um circuito de controlo que permite que a corrente seja conduzida nas duas direções ao longo do enrolamento. Alternativamente, um atuador com base num material magnetorestritivo ou piezoelétrico (PZT) pode ser utilizado para mover a barra.

Na Fig. 5, uma corrente de polarização (I) é aplicada à barra a partir de uma fonte de corrente de CC (ou baixa frequência) 213. A corrente estabelece uma força magnetizante (H), onde H = número de espiras (N) x corrente (I) dividida pelo comprimento da solenoide ou enrolamento (1) ) , que atua para alterar o valor da permeabilidade relativa ou magnetização para produzir uma alteração na indutância (L) . Esta disposição assume que a magnetização (M) é proporcional à permeabilidade relativa, que é uma função de H, e que a curva de magnetização é não linear, isto é, em forma de "S", assim L = f(H) ou L = f(I).

Na Fig. 5, um indutor 215 é utilizado para bloquear a entrada do sinal de RF de frequência mais alta na fonte de corrente 213. A indutância do indutor de bloqueio 215 é muito maior do que a do indutor de sintonização 211, o qual produz uma reatância indutiva suficientemente elevada para bloquear o sinal de RF. Um condensador de bloqueio de CC 217 está conectado em série com a saída do circuito de sintonização para garantir que a corrente contínua produzida pela fonte de corrente 213 não pode fluir ao longo da montagem de cabos, através do aplicador e para o paciente. 0 material magnético 209 colocado no interior da bobina de sintonização 211 deve ser de baixa perda na frequência de operação, isto é, pó de ferro ou ferrite podem ser utilizados, e pode apresentar uma resposta de magnetização não linear para o campo aplicado a fim de permitir que a indutância seja ajustada utilizando esta disposição. O campo de polarização de baixa frequência ou CC irá definir o ponto de funcionamento para o sinal de RF. A Fig. 6 mostra uma forma de realização adicional de um indutor variável 219 que pode ser utilizado no circuito de sintonização de RF. Esta disposição assemelha-se à Fig. 5, exceto que a barra de material magnético 209 é substituída por um núcleo toroidal 221, e um enrolamento indutor 223 separado é utilizado para aplicar o campo de CA ou CC de baixa frequência ao material para alterar a magnetização ou o ponto de funcionamento para produzir uma variação no valor da indutância de sintonização, utilizada para sintonizar o circuito ou para executar a função de correspondência.

Voltando à Fig. 4, a posição do condensador variável 198 e do indutor variável 204 pode ser invertida. A invenção também pode funcionar com uma mistura de indutores e condensadores conectados tanto em paralelo como em série com a bobina secundária do transformador, desde que a reactância em série e a reactância em paralelo sejam ajustáveis de forma independente.

Em algumas formas de realização pode ser desejável amplificar adicionalmente a transmissão do sinal de RF a partir da bobina secundária do transformador. Um ou mais circuitos de transformador adicionais podem ser proporcionados para este efeito. Alternativamente ou adicionalmente, um amplificador de potência, por exemplo um amplificador simétrico, de meia ponte, de ponte completa, ou semelhante, pode ser proporcionado entre a bobina secundária e a reactância ajustável (indutância ou capacitância variável). A Fig. 4 também mostra esquematicamente um exemplo de como a tensão e corrente do sinal de RF podem ser medidas. Um transformador de deteção (ou transformador de corrente) 210 pode ter uma bobina primária conectada em série com a bobina secundária do transformador 175 (isto é, no próprio canal de RF) . O transformador de corrente 210 também pode ser conectado no lado primário do transformador 175. Uma bobina secundária do transformador de deteção pode ser conectada à terra, de forma que a corrente na bobina primária (no canal de RF) excita um sinal na bobina secundária. Isto é conhecido como um transformador de corrente (CT), em que o enrolamento primário tem, normalmente, uma única espira, a fim de minimizar o efeito que o CT tem sobre o desempenho do circuito principal, isto é, só irá introduzir uma pequena indutância, que poderia ser ressoada utilizando um valor adequado de capacitância conectado através dela (se necessário). Uma resistência de carga também é normalmente conectada através do enrolamento secundário do CT, de modo que um nível de tensão proporcional à corrente que circula no circuito pode ser extraído. A tensão VA do sinal excitado (que é proporcional à corrente na bobina primária do transformador de corrente 210) é comunicada ao controlador 106 após condicionamento (neste caso, utilizando um amplificador tampão 212 e díodo de Zener limitador de tensão 214). A tensão pode ser medida utilizando um divisor de potencial reativo 220 (implementado utilizando os condensadores 216, 218 neste exemplo) conectado em paralelo à bobina secundária do transformador 175. A tensão VB acoplada a partir do divisor de potencial é comunicada ao controlador 106 após condicionamento (neste caso, utilizando um tampão 222 e díodo de Zener limitador de tensão 224) . Condicionamento adicional, por exemplo filtração e retificação, pode ser aplicado a cada uma das tensões VA, VB antes de serem introduzidas no controlador.

Noutra forma de realização, o divisor de potencial 220 pode ser incorporado na reactância ajustável em paralelo 204, isto é, enquanto a reactância paralela total pode ser ajustável, um ou dois elementos fixos podem ser incluídos para proporcionar o sinal de medição utilizado para controlar o sistema. Uma outra forma de realização do divisor de potencial 220 consiste em duas resistências conectadas em série, em que os valores são escolhidos para serem elevados, ou seja, superiores a 10 kQ, a fim de minimizar a carga no circuito. As resistências também devem ser não-indutivas na frequência de funcionamento, por exemplo, resistências de película metálica podem ser o candidato mais adequado. Ainda noutra forma de realização, a tensão pode também ser medida derivando um enrolamento a partir do transformador de saída 175 no lado primário e secundário, ou através da inserção de uma indutância em série adicional. Esta tensão pode necessitar de ser filtrada e fixada antes de ser introduzida no microcontrolador ou placa de interface.

Um filtro passa-baixo protetor 226 pode ser conectado entre a reactância ajustável e a sonda para impedir que os sinais de micro-ondas refletidos entrem no canal de RF, o que de outra forma poderia causar dano aos transístores de saída ou resultar no circuito irrompendo em oscilação a uma frequência que é diferente da frequência de funcionamento desejada. 0 filtro também pode remover energia presente a frequências indesejadas em torno do intervalo de micro-ondas ou RF para as frequências de funcionamento. A Fig. 7 mostra um desenho esquemático dos componentes do canal de micro-ondas. A fonte de micro-ondas 228 transmite um sinal de micro-ondas tendo uma frequência estável (por exemplo, fixa). A transmissão a partir da fonte de micro-ondas 228 é introduzida num atenuador variável 230, que controla a magnitude da transmissão com base num sinal de controlo Cg a partir do controlador (não mostrado). A transmissão a partir do atenuador variável 230 é introduzida numa unidade de comutação 232, que modula a transmissão com base num sinal de controlo Ci0 a partir do controlador. Na prática, as unidades 230 e 232 podem ser combinadas numa única unidade, utilizando um atenuador variável, com um tempo de resposta (tempo para mudar a atenuação do sinal aquando da receção dos novos sinais de entrada digitais) que seja suficientemente rápido para permitir que o dispositivo atue como um modulador ou para permitir que o sistema funcione em modo pulsado, ou seja, se o tempo de resposta do atenuador é 100 ns, e o sistema deve operar em modo pulsado, quando é necessário que a largura do pulso seja de 5 ms e o tempo de repouso entre os pulsos seja de 20 ms, então este dispositivo pode facilmente ser utilizado para servir dois propósitos. A transmissão da unidade de comutação 232 é recebida por um amplificador de potência 234, que amplifica o sinal de micro-ondas até um nível de potência adequado para produzir um efeito terapêutico útil. A transmissão a partir do amplificador de potência 234 é introduzida na primeira porta de um circulador 236. O circulador 236 isola o amplificador de sinais refletidos que são devolvidos a partir da sonda. Qualquer sinal refletido recebido de volta na segunda porta do circulador é direcionado para fora da terceira porta para uma carga de despejo de energia 238. O sinal direto a partir do amplificador é transmitido a partir da segunda porta do circulador, que está conectada a um acoplador direcional direto 240, que acopla uma porção do sinal direto para um detetor 242. A transmissão do detetor 242 está conectada ao controlador. A transmissão do acoplador direcional direto 240 é introduzida num acoplador direcional inverso 244, que faz o acoplamento de uma porção de qualquer sinal refletido para um detetor 246. A transmissão do detetor 246 está conectada ao controlador. A transmissão do acoplador direcional inverso 244 é introduzida numa rede de sintonização de micro-ondas 248 que tem uma impedância ajustável. A transmissão da rede de sintonização 248 é feita entrar num acoplador direcional direto 250 e um acoplador direcional inverso 252 para acoplar uma porção do sinal refletido direto e inverso, respetivamente, para os detetores 254, 256 de um modo semelhante ao para os acopladores direcionais direto e inverso 240, 244. As transmissões dos detetores 254, 256 estão conectadas ao controlador. Esta invenção se limita à utilização de detetores de díodo, ou seja, detetores de magnitude logarítmica, detetores de fase e magnitude homódinos, detetores de fase e magnitude heteródinos ou detetores de fase de porta OR Exclusiva (ExOR) podem ser utilizados para implementar 242, 246, 254 e 256. A capacidade para extrair informações de fase, bem como informação de magnitude é benéfica em termos de ser capaz de fazer ajustes precisos das redes de sintonização de RF e micro-ondas, proporcionar um maior grau de controlo e melhorar o desempenho do sistema de adaptação em termos de impedâncias acessíveis que podem ser adaptadas, mas a invenção não é limitada pela necessidade de extrair informação de fase, bem como a informação de magnitude para controlar o sistema. A informação de medição no canal de RF e/ou micro-ondas pode ser feita medindo apenas a informação de fase. 0 controlador pode utilizar as transmissões a partir dos detetores de díodo (ou outros tipos de detetores) 242, 246, 254, 256 para determinar a quantidade de potência fornecida à carga (por exemplo, tecido ou plasma gasoso) e/ou como um meio para controlar a impedância da rede de sintonização 248 para minimizar a potência refletida e adaptar a energia produzida pelo gerador na impedância em mudança da carga de tecido para fornecer a máxima eficiência de fornecimento de energia para o tecido e desempenho ótimo do sistema em termos de minimização do aquecimento dos componentes devido à energia que é devolvida para o gerador e quantificação exata do fornecimento de energia ao tecido alvo. A rede de sintonização 248 na Fig. 7 compreende três comutadores de díodo PIN 258 conectados em shunt ao canal de micro-ondas. Cada comutador de díodo PIN 258 tem uma CC independente ou sinal de controlo de tensão C11-C13 (produzida pelo controlador) de frequência relativamente baixa, ou seja, até 10 kHz, para controlar o seu estado. Os comutadores de díodo PIN funcionam para comutar uma capacitância shunt 260 respetiva (que pode ser formada por uma secção de linha de transmissão, ou seja, microfita ou coaxial) para o canal de micro-ondas. Indutores em série 2 62 (que também podem ser uma secção de linha de transmissão) são mostrados conectados entre os elementos shunt. A combinação da capacitância shunt e indutância em série forma uma rede de sintonização ou filtro e a capacidade para comutar elementos individuais que formam o valor global de capacitância ou indutância dentro e fora permite que a rede atue como um filtro de sintonização variável. A fim de aumentar o intervalo de sintonização, o número de elementos na rede pode ser aumentado. Os valores fixos de capacitância shunt que compõem o valor global de capacitância de sintonização podem ser ponderados, ou seja, ponderados de forma binária, para proporcionar o intervalo de variação o maior possível. A posição dos indutores e condensadores que formam a rede de sintonização pode ser trocada, ou seja, os indutores podem ser conectados em shunt e os condensadores em série. Os valores de capacitância e indutância utilizados na rede podem ser alcançados através da inserção de linhas de transmissão linhas de comprimento variado entre os elementos shunt e/ou entre as linhas de transmissão e os comutadores conectados em shunt através do elemento de sintonização, ou seja, um comprimento de linha de transmissão de comprimento físico igual a um oitavo do comprimento de onda guiado produzirá uma reactância indutiva de valor igual à impedância característica da linha de transmissão. A rede de sintonização 248 pode ser implementada de outras formas. A Fig. 8 mostra uma disposição alternativa na qual uma pluralidade de primeiros díodos varactor (ou díodos PIN de potência) 264 são conectados em série no canal de micro-ondas e uma pluralidade de segundos díodos varactor (ou díodos PIN de potência) 266 são conectados em paralelo no canal de micro-ondas. Sinais de polarização de CC controláveis C14-C19 podem ser aplicados para controlar a tensão através de cada díodo varactor 264, 266 para modificar o comprimento da região de depleção, que por sua vez varia a capacitância. Os indutores de bloqueio 268 impedem que a energia de micro-ondas retorne à fonte de CC. Estes indutores podem ser concretizados em microfita, isto é, um indutor impresso ou pequenas bobinas de arame. Desta forma os díodos varactor em série atuam como parte de uma linha de transmissão tendo um comprimento elétrico que pode λ ser variado até ~ t onde λ é o comprimento de onda da energia de micro-ondas. Os díodos varactor em shunt paralelo podem atuar como um ramo tendo um comprimento λ elétrico que pode ser variado em até ~- Um condensador de bloqueio de CC 270 é conectado entre a rede de sintonização e a sonda para impedir que as correntes de CA de baixa frequência ou CC sejam fornecidas ao paciente, isto é, proporciona uma barreira de isolamento do paciente à CC. A Fig. 9 mostra uma outra disposição alternativa para a rede de sintonização, implementada utilizando ramos de microfita. Neste exemplo, três ramos de microfita 272 tendo diferentes comprimentos estão conectados a uma linha de microfita no canal de micro-ondas. Cada ramo 272 pode ser comutado de forma independente entre o curto-circuito (contacto de comutador ou junção fechados) e circuito aberto (comutador ou canal abertos), utilizando comutadores de díodo PIN (ou eletromecânicos) 274 sob o controlo de sinais de CC C20-C22. A linha de transmissão que constitui o ramo 272 pode ser definida para um comprimento que representa uma gama de reactâncias (capacitivas ou indutivas) ou impedâncias. A disposição mostrada na Fig. 9 permite que oito posições de sintonização diferentes, ou seja de ajuste 23, sejam selecionadas. Como no exemplo da Fig. 7, os indutores 276 estão representados conectados em série entre os ramos do shunt. Estes indutores são mostrados aqui como finas linhas de transmissão concretizadas em linha microfita através de linhas de impressão num material dielétrico que são mais estreitas do que as linhas que formam a impedância caracteristica da linha de transmissão. Outras configurações de linhas de transmissão, em que a relação largura/diâmetro e/ou o comprimento da linha permitem que os indutores da indutância necessária na frequência de funcionamento sejam concretizados, podem também ser utilizadas. Esta configuração não está limitada à utilização de indutores 276, ou seja, o largura da linha de microfita pode ser aumentada para ser maior do que a necessária para formar uma linha com impedância igual à impedância caracteristica da linha de transmissão, a fim de produzir uma capacitância de sintonização, em vez de uma indutância de sintonização.

Noutro exemplo, ramos de linha de transmissão ou secções de guia de onda (retangulares ou cilíndricas) que formam os ramos podem ser utilizados em vez de ramos de microfita e estruturas em trombone coaxiais podem ser implementadas para variar a fase.

As Figs. 10 e 11 mostram respetivamente um circuito de elementos concentrados 300 para o canal de RF e um circuito distribuído 302 para o canal de micro-ondas que podem ser utilizados para analisar o funcionamento do aparelho eletrocirúrgico. A Fig. 10 mostra um gerador de RF 304 com impedância de fonte 306 conectada a um circuito de sintonização de elementos concentrados que compreende um condensador em série variável 308 seguido por um indutor conectado por meio de shunt variável 310. Uma linha de transmissão (isto é, montagem de cabos coaxiais) é representada por condensador shunt 312 e a sonda é representada como um condensador shunt 314 adicional. A carga de tecido é mostrada como a resistência shunt 316. Se a montagem de cabos coaxiais é uma Sucoform 86, que é uma montagem de cabos semirrígidos com 2,2 mm de diâmetro da Huber & Huhner, então a capacitância por metro é 95 pF, assim se a montagem de cabos coaxiais tiver 2 m de comprimento, então a sua capacitância é 190 pF. Nas frequências de RF de interesse para implementar esta invenção, a sonda pode ser tratada como um condensador de placas paralelas. Se o aplicador de linha de transmissão de placas paralelas com a configuração descrita em resumo acima é utilizado, quando a distância de separação é 0,6 mm, a largura é 2 mm, o comprimento é 12,7 mm e quartzo com uma permit ividade relativa de 4,1 é colocado entre as duas placas, então a sua capacitância é 1,53 pF. Uma impedância de tecido representativo que pode ser utilizada no modelo para corte por RF é uma resistência de entre 1 kQ e 100 kQ, por isso no sistema de sintonização de RF de elementos concentrados mostrado na Fig. 10, a rede de sintonização variável deve adaptar a impedância de fonte a uma capacitância de valor 191,53 pF em paralelo com um valor de resistência variável de entre 1 kQ e 100 kQ. A análise do canal de micro-ondas mostrado na Fig. 11 é baseada numa rede distribuída de impedâncias, onde cada elemento é representado como uma impedância complexa. O gerador de micro-ondas 318 é mostrado conectado em série à impedância do gerador 320 e é nominalmente 50 Ω. A impedância de fonte está conectada a um sintonizador de micro-ondas de elementos distribuídos que compreende quatro impedâncias fixas conectadas em série 322, 324, 326, 328 e três impedâncias variáveis conectadas por shunt 330, 332, 334 conectadas entre as extremidades distal e proximal das impedâncias em série supramencionadas. A saída da rede de sintonização está conectada à montagem de cabos coaxiais, que tem uma impedância nominal 336 de 50 Ω. A extremidade distai da montagem de cabos coaxiais está conectada à sonda, que é modelada como uma linha de transmissão de placas paralelas, cuja impedância 338 é dada pela seguinte expressão :

onde h é a espessura do material dielétrico, w é a largura das placas paralelas e ε, é a permitividade relativa do material dielétrico. Numa forma de realização particular utilizada para implementar a invenção atual, w = 2 mm, h = 0,6 mm e 8r = 4,2, que dá uma impedância de aplicador Zsonda de 55,19 Ω. A impedância 340 de tipos de tecidos representativos (neste caso, fígado e cólon) na frequência de micro-ondas de interesse pode ser calculada utilizando valores de constante dielétrica e condutividade medidas ou calculadas nas frequências de interesse. As propriedades dielétricas nas três frequências de interesse são dadas no Quadro 1 abaixo:

Para obter as impedâncias dos tecidos nas frequências de micro-ondas de interesse, podem ser assumidos o valor em bruto ou a transmissão de onda plana TEM num meio infinito. Para um material dielétrico que é absorvente, a expressão para calcular a impedância é conforme se segue:

onde Zé a impedância em ohms (Ω), ω é a frequência angular (2nd) , onde / é frequência em hertz (Hz) , μ = μ0μ, é a permeabilidade do espaço livre multiplicada pela permeabilidade relativa do material magnético, e ε = erJ£, é a permitividade do espaço livre multiplicada pela permitividade relativa do material dielétrico, e p é a densidade do material biológico em kg/m3.

Elevando ao quadrado, e depois separando o quadrado da impedância dado na equação anterior em partes reais e imaginárias obtém-se:

Se o módulo é calculado a partir desta expressão, e a raiz quadrada é tomada, a magnitude da impedância pode ser determinada para modelos de tecido representativo nas várias frequências de interesse. Esta informação é dada no Quadro 2 abaixo:

Os valores de impedância podem ser calculados resolvendo as partes reais e imaginárias de Z. Estas impedâncias são dadas no Quadro 3 abaixo:

A sonda pode também ter a forma de um transformador de quarto de onda tornando o comprimento elétrico da sonda igual a um múltiplo impar de um quarto do comprimento de onda carregado na frequência de funcionamento. Esta disposição pode ser utilizada para produzir uma adaptação de impedância estática entre a linha de transmissão 112 de 50 Ω (ou outra linha de transmissão e fonte de energia de impedância fixa) e a impedância de tecido 451 de não 50 Ω. A partir do sistema de sintonização de micro-ondas de elementos distribuídos representado por um intervalo de valores de impedância e comprimentos de linha variáveis/fixos e mostrado na Fig. 11, os elementos variáveis 330, 332, 334 dentro da rede de sintonização devem adaptar a impedância de fonte 320 à impedância do tecido 340 quando a montagem de cabos coaxiais (com impedância 336) e sonda (com impedância 338) estão conectados entre a porta de saída do sintonizador e o tecido em contacto com a sonda.

As Figs. 12 e 13 ilustram vistas de um exemplo de sonda 342 que tem um estrutura de antena bipolar que pode ser utilizada com a invenção. A sonda 342 tem uma linha de transmissão de placas paralelas 344 com 0,6 mm de espessura conectada a um cabo coaxial 346. A sonda é adequada para funcionamento a 2,45 GHz, 5,8 GHz e 14,5 GHz. O cabo coaxial 346 compreende um condutor interno 348, um condutor externo 350 e um material dielétrico 352 que separa os condutores interno e externo 348, 350. Na extremidade distal do cabo coaxial 346, os condutores interno e externo 348, 350 têm porções salientes 354, 356 que se estendem para fora do material dielétrico 352. A linha de transmissão de placas paralelas 344 é colocada entre as porções salientes 354, 356 para que a sua extremidade proximal confine a extremidade distai do cabo coaxial. A porção saliente 356 do condutor interior é disposta para contactar uma camada condutora superior 358 da linha de transmissão 344 e a porção saliente 354 do condutor externo é disposta para contactar uma camada condutora inferior 360 da linha de transmissão 344.

Um intervalo 362 é fornecido entre a margem proximal da camada condutora superior e a extremidade distal do cabo coaxial para realizar um grau de adaptação de impedância estática nas frequências de interesse como também impedir o curto-circuito entre os condutores interior e exterior.

Um suporte de tubo plástico 364 é montado sobre a junção entre a linha de transmissão 344 e o cabo coaxial 346. O diâmetro interno do suporte de tubo 364 é superior ao diâmetro externo do cabo coaxial 346 para permitir que seja encaixado sobre o cabo. A extremidade do tubo que entra em contacto com o cabo coaxial pode ser cónica ou arredondada nos cantos para impedir que danifique a parede interna do canal de instrumento de um endoscópio cirúrgico (ou outro dispositivo cirúrgico que é utilizado para introduzir o dispositivo no corpo) durante o processo de inserção e/ou remoção. Uma estrutura de montagem 368, por exemplo, cola ou semelhante, é fixa entre o cabo coaxial 346 e o suporte de tubo 364 para fixar o cabo no lugar. De forma semelhante, blocos de montagem 366 (por exemplo, cola ou material sólido) são fixos entre a linha de transmissão 344 e o suporte de tubo 364 para fixar a linha de transmissão no lugar e impedir a entrada de humidade ou tecido dentro da estrutura.

Numa forma de realização particular, a linha de transmissão pode compreender uma folha 368 com 0,61 mm de espessura de TRF-41 (constante dielétrica 4,1 e tangente do ângulo de perdas 0,0035) ou um material de quartzo duro com uma constante dielétrica e tangente do ângulo de perdas semelhantes ou uma cerâmica de micro-ondas de baixa perda adequada. O cabo coaxial 346 tem um diâmetro externo de cerca de 2,2 mm e um diâmetro de pino de 0,574 mm. O cabo coaxial 346 utilizado na forma de realização é UT 85C-LL (da Micro-Coax), mas o dispositivo não está limitado a esta montagem de cabos particular, isto é, Sucoform 86 da Huber & Suhner também pode ser utilizada para fornecer um desempenho total do dispositivo semelhante.

As camadas condutoras 358, 360 na linha de transmissão de placas paralelas 344 vão diretamente para a extremidade distai da folha 368 e têm 2,002 mm de largura. Estas camadas condutoras podem ser formadas por uma camada de cobre seguida por uma camada de ouro, uma camada de ouro apenas ou uma camada de prata apenas. As camadas de metalização podem ser depositadas diretamente no substrato. Na forma de realização particular, a folha 368 tem 2,6 mm de largura. Esta estrutura é conhecida como uma linha de transmissão de placas paralelas, onde a impedância Z0 caracteristica é calculada utilizando a equação dada acima. Para um dielétrico de quartzo com uma constante dielétrica de 4,2, espessura dielétrica de 0,6 mm, e largura de 2 mm, a impedância caracteristica da estrutura é 55,19 Ω. Se a estrutura do aplicador tinha que conter um plano de massa infinito, isto é, a largura da camada superior de metalização da camada superior (a camada ativa) é muito mais estreita do que a largura da camada inferior de metalização (a camada de retorno) então a estrutura seria conhecida como uma linha de microfita em vez de uma linha de placas paralelas. Outras estruturas de linha de transmissão conhecidas também podem ser consideradas para implementar este dispositivo, por exemplo, linhas coplanares, linha de fita suspensa, etc. 0 tubo de suporte 364 pode ser um tubo de polipropileno com um diâmetro exterior de 3,1 mm, e deveria ser um bom encaixe deslizante dentro de um endoscópio cirúrgico com um diâmetro interno de 2,6 mm. Isto dá uma espessura de parede de cerca de 0,25 mm. O material e a espessura não são críticos; podem ser utilizados nylon ou polietileno, ou um número de outros plásticos. As margens da linha de transmissão podem ser chanfradas para que a sonda assente no lugar precisamente abaixo do diâmetro do tubo. O tubo vem 5 mm ao longo do comprimento da linha de transmissão 344. A sobreposição com o cabo coaxial é de 5 mm aqui mas pode ser tão grande como necessário. A interface deve preferivelmente ser chanfrada, isto é, num ângulo de 45°. O tubo pode ser curto o suficiente para atravessar um endoscópio dobrado. O objetivo principal do tubo é suportar a sonda e mantê-la firme na extremidade do endoscópio. Na prática, o tubo pode ter até ou ser superior a 60 mm pois pode ser desejável que o instrumento (a lâmina de radiação) se projete a partir da extremidade do canal do instrumento até 50 mm ou superior, enquanto mantém um grau de rigidez ou resistência conforme necessário para permitir que a secção de radiação seja empurrada para o tecido sem dobrar ou distorcer. Em alguns exemplos, o tubo não deveria projetar-se de todo a partir da extremidade do canal do instrumento pois pode obscurecer a visão e dificultar a manipulação do instrumento. A estrutura de montagem 368 e blocos de montagem 366 podem ser feitos de quase qualquer material que pode ser utilizado para manter a estrutura no lugar, uma vez que este material não afeta o desempenho do dispositivo se for mantido afastado das margens de sonda e do pino do cabo coaxial. 0 intervalo 362 entre a camada condutora superior 358 e o cabo coaxial é 0,5 mm. Este intervalo é importante pois fornece uma adaptação de impedância estática entre a porção de radiação da sonda e o tecido biológico representativo em contato com a secção terminal do dispositivo que irradia energia na frequência de micro-ondas de eleição, isto é, 5,8 GHz, no tecido. O centro da sonda está deslocado em cerca de 0,5 mm (0,53 mm) a partir do centro do cabo coaxial. O eixo do tubo externo está cerca de 0,3 mm acima do centro da sonda, mas apenas precisa de encaixar sobre a montagem e manter os componentes no lugar. A folha dielétrica 368 pode ter pouco mais de um quarto ou três quartos de comprimento de um comprimento de onda na frequência de operação (tomando em conta a carga causada pelo material dielétrico) para que uma onda estacionária não se acople firmemente a um tubo de suporte de plástico perto da base da sonda. Isto implica que a escolha do material para tubo não é importante em termos do seu desempenho elétrico, isto é, fator de perda ou constante dielétrica. O comprimento da estrutura pode ser estendido para qualquer múltiplo impar de um quarto do comprimento de onda carregado na frequência de interesse. A Fig. 14 mostra um diagrama de sistema completo para o aparelho eletrocirúrgico 400 de acordo com uma forma de realização da invenção que tem um canal de medição separado. Nesta forma de realização, o canal de micro-ondas tem uma fonte de frequência de micro-ondas 402, um módulo de controlo de potência que compreende um atenuador variável 404 controlado pelo controlador 406 através do sinal de controlo V10 e um modulador de sinal 408 controlado pelo controlador 406 através do sinal de controlo Vn, e um módulo amplificador que compreende o pré-amplificador 410 e amplificador de potência 412 para gerar radiação EM de micro-ondas direta para fornecimento a partir de uma sonda 420 num nível de potência adequado para tratamento. Depois do módulo amplificador, o canal de micro-ondas continua com um módulo de acoplamento de sinal de micro-ondas (que é parte do detetor de sinal de micro-ondas) que compreende um circulador 416 ligado para fornecer energia EM de micro-ondas a partir da fonte à sonda ao longo de um caminho entre as suas primeira e segunda portas, um acoplador direto 414 na primeira porta do circulador 416, e um acoplador refletido 418 na terceira porta do circulador 416. Após atravessar o acoplador refletido, a energia EM de micro-ondas da terceira porta é absorvida numa carga de despejo de potência 422. O módulo de acoplamento de sinal de micro-ondas também inclui um comutador 415 operado pelo controlador 406 através do sinal de controlo V12 para conectar quer o sinal acoplado direto quer o sinal acoplado refletido a um recetor heteródino para deteção.

Para criar o canal de medição nesta forma de realização, um divisor de potência 424 (por exemplo, um divisor de potência de 3 dB) é utilizado para dividir o sinal a partir da fonte 402 em dois ramos. Numa forma de realização alternativa, o divisor de potência 424 pode ser uma fonte separada e omitida utilizada para o canal de medição. Um ramo do divisor de potência 424 forma o canal de micro-ondas, e tem os componentes descritos acima a ele conectados. O outro ramo forma o canal de medição. O canal de medição contorna o alinhamento de amplificação no canal de micro-ondas, e é assim disposto para fornecer um sinal de baixa potência a partir da sonda. Nesta forma de realização, um comutador de seleção de canal primário 426 controlado pelo controlador 406 através do sinal de controlo Vi3 é operável para selecionar um sinal a partir quer do canal de micro-ondas quer do canal de medição para fornecer à sonda. Um filtro passa-banda alto 427 está conectado entre o comutador de seleção de canal primário 426 e a sonda 420 para proteger o gerador de sinal de micro-ondas de sinais de RF de baixa frequência. O canal de medição nesta forma de realização inclui componentes dispostos para detetar a fase e a magnitude de potência refletida da sonda, que pode produzir informação sobre o material, por exemplo, tecido biológico presente na extremidade distai da sonda. O canal de medição compreende um circulador 428 conectado para fornecer energia EM de micro-ondas a partir da fonte 402 à sonda ao longo de um caminho entre as suas primeira e segunda portas. Um sinal refletido devolvido a partir da sonda é dirigido para a terceira porta do circulador 428. O circulador 428 é utilizado para fornecer isolamento entre o sinal direto e o sinal refletido para facilitar uma medição precisa. Contudo, como o circulador não fornece isolamento completo entre as suas primeira e terceira portas, isto é, algum do sinal direto pode irromper através da terceira porta e interferir com o sinal refletido, um circuito de cancelamento de transportador é utilizado que injeta uma porção do sinal direto (a partir do acoplador direto 430) de volta para o sinal que sai da terceira porta (através do acoplador de injeção 432) . O circuito de cancelamento de transportador inclui um ajustador de fase 434 para assegurar que a parte injetada está 180° desfasada com qualquer sinal que irrompe na terceira porta da primeira porta para anular. O circuito de cancelamento de transportador também inclui um atenuador de sinal 436 para assegurar que a magnitude da porção injetada seja a mesma de qualquer sinal de interferência.

Para compensar qualquer desvio no sinal direto, um acoplador direto 438 é fornecido no canal de medição. A saída acoplada do acoplador direto 438 e o sinal refletido a partir da terceira porta do circulador 428 estão conectados ao respetivo terminal de entrada de um comutador 440, que é operado pelo controlador 406 através do sinal de controlo V14 para conectar quer o sinal direto acoplado quer o sinal refletido a um recetor heteródino para deteção. A saída do comutador 440 (isto é, a saída do canal de medição) e a saída do comutador 415 (isto é, a saída do canal de micro-ondas) estão conectadas a um respetivo terminal de entrada de um comutador de seleção de canal secundário 442, que é operável pelo controlador 406 através do sinal de controlo ν45 em conjunção com o comutador de seleção de canal primário para assegurar que a saída do canal de medição está conectada ao recetor heteródino quando o canal de medição está a fornecer energia à sonda e que a saída do canal de micro-ondas está conectada ao recetor heteródino quando o canal de micro-ondas está a fornecer energia à sonda. O recetor heteródino é utilizado para extrair a informação de fase e magnitude a partir da saída de sinal pelo comutador de seleção de canal secundário 442. Na forma de realização mostrada na Fig. 14 um único recetor heteródino é utilizado. Se necessário, pode ser utilizado um recetor heteródino duplo (contendo dois osciladores locais e misturadores) para misturar a frequência da fonte duas vezes antes de que o sinal entre no controlador. O recetor heteródino compreende um oscilador local 444 e um misturador 448 para misturar a saída de sinal pelo comutador de seleção de canal secundário 442. A frequência do sinal de oscilador local é selecionada para que a saída a partir do misturador 448 esteja numa frequência intermédia adequada para ser recebida no controlador 406. Os filtros passa-banda 446, 450 são fornecidos para proteger o oscilador local 444 e o controlador 406 dos sinais de micro-ondas de alta frequência. O controlador 406 recebe a transmissão do recetor heteródino e determina (por exemplo, extrai) a partir dela informação indicativa de fase e magnitude dos sinais diretos e/ou refletidos no canal de micro-ondas ou de medição. Esta informação pode ser utilizada para controlar o fornecimento de radiação EM de micro-ondas de alta potência no canal de micro-ondas ou radiação EM de RF de alta potência no canal de RF. Um utilizador pode interagir com o controlador 406 através de uma interface de utilizador 452, conforme discutido acima. O canal de RF mostrado na Fig. 14 compreende uma fonte de frequência de RF 454 conectada a um controlador de porta 456 que é controlado pelo controlador 406 através do sinal de controlo V16. O acionador de porta 456 fornece um sinal de funcionamento para um amplificador de RF 458, que na forma de realização é uma disposição de meia ponte. A tensão do dreno da disposição de meia ponte é controlável através de uma alimentação de CC variável 460. Um transformador de saída 462 transfere o sinal de RF gerado para uma linha para fornecimento à sonda 420. Um filtro passa-banda baixo 464 está conectado nessa linha para proteger o gerador de sinal de RF de sinais de micro-onda de alta frequência.

Um transformador de corrente 466 está conectado no canal de RF para medir a corrente fornecida à carga de tecido. Um divisor de potencial 468 (que pode ser derivado do transformador de saída) é utilizado para medir a tensão. Estes mecanismos para medir tensão e corrente são discutidos acima com referência à Fig. 4. Os sinais de saída do divisor de potencial 468 e transformador de corrente 466 (isto é, saídas de tensão indicativas de tensão e corrente) estão conectadas diretamente ao controlador 406 após condicionamento pelos respetivos amplificadores tampão 470, 472 e díodos de Zener de fixação de tensão 474, 476, 478, 480 (mostrados como sinais B e C na Fig. 14).

Para derivar informação de fase, os sinais de tensão e corrente (B e C) estão também conectados a um comparador de fase 482 (por exemplo, uma porta EXOR) cuja tensão de saída é integrada pelo circuito RC 484 para produzir uma saída de tensão (mostrado como A na Fig. 14) que é proporcional à diferença de fase entre a tensão e formas de onda da corrente. Esta saída de tensão (sinal A) está conectada diretamente ao controlador 406. O canal de medição/micro-ondas e canal de RF estão conectados a um combinador de sinal 114, que encaminha ambos os tipos de sinal separadamente ou simultaneamente ao longo da montagem de cabos 116 à sonda 420 conforme discutido acima com referência à Fig. 1. A Fig. 15 mostra um diagrama de sistema completo para o aparelho eletrocirúrgico 500 que é semelhante ao sistema mostrado na Fig. 14 mas também inclui componentes para adaptar ou sintonizar sinais nos canais de micro-ondas e RF. Os componentes em comum entre as Figs. 14 e 15 têm o mesmo número de referência e não são descritos de novo.

No canal de micro-ondas um ajustador de impedância 502 está conectado entre o módulo amplificador e a sonda. O ajustador de impedância 502 é controlado pelo controlador 406 através do sinal de controlo V17. Um circulador 504 age como um isolador entre o módulo amplificador e ajustador de impedância 502 para proteger o amplificador de potência 412 de sinais refletidos. Um acoplador direto 506 conectado entre o amplificador de potência 412 e circulador 504 desacopla um sinal de monitorização de amplificador de potência. Um acoplador direto 508 e acoplador refletido 510 estão conectados entre o circulador 504 e ajustador de impedância 502 para fornecer informação sobre sinais de potência diretos e refletidos no canal de micro-ondas antes do ajustador de impedância 502. Um acoplador direto 512 e acoplador refletido 514 estão conectados entre o ajustador de impedância 502 e a sonda 420 para fornecer informação sobre sinais de potência diretos e refletidos no canal de micro-ondas após o ajustador de impedância 502. Em combinação, os acopladores 508, 510, 512, 514 podem extrair informação que permita ao controlador 406 determinar a potência fornecida a partir da sonda e a perda de potência no ajustador de impedância 502. O último é opcional, assim pode ser necessário apenas um par de acopladores 512, 514. Um comutador de seleção de sinal 516 operável pelo controlador 406 através do sinal de controlo V12 conecta uma das saídas dos acopladores 506, 508, 510, 512, 514 ao recetor heteródino a partir do qual é enviado ao controlador 406 para proporcionar a informação de sinal de micro-ondas.

No canal de RF, uma rede de sintonização de RF 518 está conectada à segunda bobina do transformador de saída 462 e é operável pelo controlador 406 através do sinal de controlo Vi8. Nesta forma de realização, a rede de sintonização de RF 518 compreende uma indutância em série variável e uma capacitância shunt ajustável, por exemplo, um inverso da disposição discutida acima com referência à Fig. 4. A informação de fase e magnitude disponível a partir dos canais de RF e micro-ondas pode ser utilizada para controlar os elementos variáveis contidos dentro da rede de sintonização de RF 518 e ajustador de impedância 502 para maximizar a eficiência de fornecimento de energia a partir dos canais de RF e micro-ondas. A Fig. 16 é um diagrama em bloco que ilustra uma unidade de diplexador 530 para utilização como um combinador de sinal na presente invenção. A unidade de diplexador 530 deve ser construída utilizando circuito numa configuração de "microfita aberta". A radiação EM de micro-ondas a partir do canal de micro-ondas entra na unidade 530 numa primeira porta de entrada 532 e a radiação EM de RF a partir do canal de RF entra na unidade numa segunda porta de entrada 534. As respetivas linhas de transmissão conectam a primeira e segunda portas de entrada a portas de entrada opostas de uma junção em "T" comum (ou primária) 536. A terceira porta (ortogonal) da junção em T primária 536 está conectada através de uma linha de transmissão adicional à porta de saída 538 da unidade 530.

No exemplo mostrado na Fig. 16, a unidade 530 tem um filtro de bloqueio 540 integralmente formado para isolar a potência de micro-ondas da segunda porta de entrada. O filtro de bloqueio é efetivamente um filtro "passa-baixo", por exemplo, que é reflexivo na frequência da radiação EM de micro-ondas (por exemplo, 5,8 GHz) enquanto permite a passagem de radiação EM de RF de frequência mais baixa (a por exemplo 500 kHz). Para assegurar que o sinal de micro-ondas experiencia uma perda de transmissão baixa entre a entrada de micro-ondas e a porta de saída, o filtro é posicionado de forma que reactância adicional não é adicionada na junção. O circuito para a unidade de diplexador 530 pode ser impresso num substrato de qualidade de micro-ondas. Um material baseado em PTFE carregado com cerâmica (por exemplo, RT/duroid 6006 que é fabricado pela Rogers Corporation) pode ser utilizado para este fim. A espessura de substrato pode ser entre 0,635 mm e 1,27 mm. Para formar a unidade de diplexador, o material de substrato é revestido com cobre eletrodepositado em ambos os lados numa espessura de aproximadamente 34 pm. Esta espessura pode acomodar os níveis de alta potência necessários na frequência de micro-ondas.

Para fornecer a função do filtro de bloqueio, pode utilizar-se um elemento de circuito que tem a configuração mostrada na Fig. 17. O plano topográfico deste elemento de circuito pode ser referido como um "ramo radial". Compreende um ramo em forma de ventoinha 542 conectado em "shunt" na sua base estreita a uma linha de transmissão de microfita 544. Com esta configuração, o ramo radial transforma um circuito aberto na sua margem curva num curto-circuito na linha de transmissão. A reflexão de potência de micro-ondas é por isso induzida no curto-circuito. As dimensões físicas para o ramo radial podem ser determinadas para uma frequência de micro-ondas utilizando técnicas de estimulação conhecidas. A Fig. 18 mostra um exemplo de um padrão de microfita 546 que pode ser utilizado para implementar o filtro de bloqueio. 0 padrão de microfita 546 compreende uma junção em T secundária 548 cujas entradas opostas estão conectadas entre a entrada de baixa frequência 534 e a junção em T primária 536. A entrada ortogonal da junção em T secundária está conectada a uma linha de transmissão de microfita 550 (isto é, pista metalizada) que tem três ramos radiais que são colocados ao longo da linha de microfita entre a junção em Tea porta de saída. A utilização de mais do que um ramo radial aumenta o isolamento. O espaçamento entre os ramos radiais adjacentes pode ser otimizado utilizando técnicas de estimulação. A Fig. 19 mostra um padrão de microfita alternativo 554 para o filtro de bloqueio, onde em vez de ramos radiais se utiliza uma linha de microfita 556 que tem uma sequência repetitiva de secções de alta e baixa impedância. As secções de alta impedância 558 são caracterizadas por uma linha de transmissão estreita, enquanto as secções de baixa impedância 560 são caracterizadas por uma linha de transmissão ampla.

Opcionalmente, a unidade de diplexador de microfita pode ter um filtro passa-alto integralmente formado com a mesma. O filtro passa-alto pode funcionar como filtro de bloqueio para a passagem de radiação EM de RF a partir da porta de baixa frequência 534 para o gerador de micro-ondas (isto é, fuga da entrada de micro-ondas 532). Para fornecer esta função, o padrão de microfita pode compreender um ramo retangular em shunt com a linha de transmissão de microfita entre a entrada de micro-ondas 532 e a junção em T primária 536. A extremidade do ramo deve apresentar um curto-circuito ao plano de massa e o comprimento deste ramo deve ter efetivamente um quarto de um comprimento de onda guiado na frequência da radiação EM de micro-ondas (por exemplo, 5,8 GHz) . 0 resultado é que a impedância de curto-circuito é transformada numa impedância de circuito aberto na posição onde o ramo está conectado à margem da linha de transmissão de microfita.

REFERÊNCIAS CITADAS NA DESCRIÇÃO

Esta lista de referências citadas pelo requerente é apenas para a conveniência do leitor. A mesma não faz parte do documento de Patente Europeia. Embora tenha sido tomado muito cuidado na compilação das referências, não se poderão excluir erros e omissões e o EPO nega qualquer responsabilidade neste sentido.

Documentos de Patente citados na descrição • WO 2008044000 A [0011] [0055] • US 6582427 B [0014] • EP 2253286 A [0015] • US 20100286686 A [0016] • US 20100082083 A [0017] • WO 2009060213 A [0033] [0093] • GB 0912576 A [0075] • GB 2472972 A [0075] [0076]

Lisboa, 4 de Fevereiro de 2015

Claims

REIVINDICAÇÕES 1. Aparelho eletrocirúrgico (100) para ressecção de tecido biológico, o aparelho que compreende: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) (102) para gerar radiação eletromagnética (EM) de RF que tem uma primeira frequência; um gerador de sinal de micro-ondas (104) para gerar radiação EM de micro-ondas que tem um segunda frequência que é superior à primeira frequência; uma sonda (118) disposta para fornecer a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas separadamente ou simultaneamente a partir de uma extremidade distai da mesma; uma estrutura de alimentação para encaminhar a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas à sonda, a estrutura de alimentação que compreende um canal de RF para conectar a sonda (118) ao gerador de sinal de RF (102), e um canal de micro-ondas para ligar a sonda (118) ao gerador de sinal de micro-ondas (104) ; um detetor de sinal de RF (1006) para amostragem de corrente e tensão no canal de RF e gerar a partir daí um sinal de deteção de RF (SRF) indicativo da corrente e tensão; um detetor de sinal de micro-ondas (1012, 1014) para amostragem de potência direta e refletida no canal de micro-ondas e gerar a partir dai um sinal de deteção de micro-ondas (SMi, SM2) indicativo da potência de micro-ondas fornecida pela sonda (118); e um controlador (106) em comunicação com o detetor de sinal de RF (1006) e detetor de sinal de micro-ondas (1012, 1014) para receber o sinal de deteção de RF e sinal de deteção de micro-ondas, em que o controlador (106) é operável para selecionar um perfil de fornecimento de energia para a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas, o perfil de fornecimento de energia para a radiação EM de RF que é para corte de tecido e o perfil de fornecimento de energia para a radiação EM de micro-ondas que é para hemóstase ou encerramento ou coagulação ou ablação de um tecido, caracterizado pelo facto de: o controlador (106) compreender um microprocessador digital (110) programado para emitir um sinal de controlo de RF (CRF) para o gerador de sinal de RF (102) e um sinal de controlo de micro-ondas (CM) para o gerador de sinal de micro-ondas (104), o sinal de controlo de RF e o sinal de controlo de micro-ondas que são para configurar o perfil de fornecimento de energia para a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas respetivamente, e o controlador ser disposto para determinar um estado para o sinal de controlo de RF e o sinal de controlo de micro-ondas com base no sinal de deteção de RF recebido e sinal de deteção de micro-ondas respetivamente.
2. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 1, em que a estrutura de alimentação inclui um canal de medição para fornecer energia num nível de potência de 10 mW ou menos.
3. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 2, em que o canal de medição está conectado para receber um sinal de medição do gerador de sinal de micro-ondas, e em que o aparelho é comutável para que a radiação EM de micro-ondas seja fornecida à sonda através quer do canal de medição quer do canal de micro-ondas.
4. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 3, em que o detetor de sinal de micro-ondas inclui um detetor heteródino ou heteródino duplo.
5. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 2, em que, se o perfil de fornecimento de energia para a radiação EM de RF e/ou a radiação EM de micro-ondas compreende um forma de onda pulsada, o aparelho é disposto para fornecer energia à sonda ao longo do canal de medição durante o tempo OFF da forma de onda pulsada.
6. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o controlador é disposto para configurar o perfil de fornecimento de energia ajustando a forma de onda e/ou potência da radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas.
7. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que a extremidade distai da sonda compreende uma estrutura de emissão bipolar que compreende um primeiro condutor (358) espacialmente separado de um segundo condutor (360), o primeiro e segundo condutores que são dispostos para agir: como elétrodos ativo e de retorno respetivamente para encaminhar a radiação EM de RF por condução, e como uma antena para irradiar a radiação EM de micro-ondas .
8. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 7 que inclui uma alimentação de gás (124) conectada para fornecer um fluxo de gás à extremidade distai da sonda, em que, se o fluxo de gás estiver presente, a radiação EM de RF é controlável para disparar um plasma de gás de condução entre o primeiro e segundo condutores na extremidade distai da sonda e a radiação EM de micro-ondas é disposta para sustentar o plasma de gás.
9. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o canal de RF e canal de micro-ondas compreendem caminhos de sinal fisicamente separados do gerador de sinal de RF (102) e gerador de sinal de micro-ondas (104) respetivamente, o caminho de sinal separado no canal de RF que é isolado da radiação EM de micro-ondas e o caminho de sinal separado no canal de micro-ondas que é isolado da radiação EM de RF.
10. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 9, em que a estrutura de alimentação inclui um circuito de combinação (114) que tem uma primeira entrada conectada ao caminho de sinal separado no canal de RF, uma segunda entrada conectada ao caminho de sinal separado no canal de micro-ondas, e uma saída conectada a um caminho de sinal comum para transportar a radiação EM de RF e a radiação EM de micro-ondas separadamente ou simultaneamente ao longo de um único sinal à sonda.
11. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 10, em que o circuito de combinação inclui um dispositivo de comutação para conectar quer o canal de RF quer o canal de micro-ondas ao caminho de sinal comum.
12. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 10, em que o dispositivo de comutação compreende um comutador de relé ou coaxial.
13. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 10, em que o circuito de combinação compreende um diplexador bidirecional disposto para permitir que: a radiação EM de RF direta seja encaminhada a partir da primeira entrada à saída, a radiação EM de RF refletida seja encaminhada a partir da saída à primeira entrada, a radiação EM de micro-ondas direta seja encaminhada a partir da segunda entrada à saída, e a radiação EM de micro-ondas refletida seja encaminhada a partir da saída à segunda entrada.
14. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 13, em que o diplexador bidirecional que compreende um circuito de microfita aberto em forma de T (546) que tem um filtro passa-baixo integralmente formado com o mesmo para prevenir que a radiação EM de micro-ondas se extravase a partir da primeira entrada.
15. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o sinal de deteção de RF a partir do detetor de sinal de RF é indicativo da tensão e corrente da radiação EM de RF.
16. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 15 que compreende um sintonizador de RF (138) conectado ao canal de RF para controlar a energia fornecida ao tecido pela radiação EM de RF, em que o sintonizador de RF tem uma reactância ajustável que é controlável pelo controlador com base no sinal de deteção de RF.
17. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 16, em que a reactância ajustável do sintonizador de RF compreende uma pluralidade de elementos reativos, cada elemento reativo que tem uma reactância fixa e que é independentemente comutável dentro ou fora de conexão com o canal de RF de acordo com o respetivo sinal de controlo do controlador.
18. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 16, em que a reactância ajustável do sintonizador de RF compreende uma pluralidade de elementos reativos, cada elemento reativo que é independentemente controlável de acordo com um respetivo sinal de controlo do controlador.
19. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 16, em que a reactância ajustável do sintonizador de RF é fornecida por um condensador variável e/ou indutor variável, e o controlador compreende um anel de realimentação autoajustável disposto para gerar um sinal para configurar a reactância do condensador variável e /ou indutor variável.
20. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o sinal de deteção de micro-ondas é indicativo da magnitude de potência refletida no canal de micro-ondas.
21. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 20 que inclui um ajustador de impedância (158) conectado no canal de micro-ondas entre o gerador de sinal de micro-ondas (104) e a sonda (118), o ajustador de impedância que tem uma impedância complexa ajustável que é controlável pelo controlador com base no sinal de deteção de micro-ondas .
22. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o gerador de sinal de RF compreende: um oscilador (454) acoplado a uma unidade de comutação (458) para gerar uma saída de RF estável; um amplificador (456) para amplificar a saída de RF estável; e um transformador de saída (462), em que o amplificador (456) é disposto para amplificar uma tensão através de uma bobina primária do transformador, e a unidade de comutação (458) é disposta para comutar entre ON/OFF uma tensão através da bobina primária do transformador de saída.
23. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que a primeira frequência é uma frequência fixa estável no intervalo de 10 kHz a 300 MHz e a segunda frequência é uma frequência fixa estável no intervalo de 300 MHz a 100 GHz.
24. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 7, em que a estrutura de emissão bipolar compreende um bloco planar de material dielétrico, o primeiro e segundo condutores sendo camadas condutoras fornecidas em superfícies opostas no bloco planar.
25. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 7, em que a estrutura de emissão bipolar compreende duas superfícies de fixação opostas para fixar tecido biológico entre si, o primeiro condutor sendo fornecido numa das superfícies de fixação e o segundo condutor sendo fornecido noutra superfície de fixação.
26. Aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior para utilização num procedimento clinico relacionado com qualquer uma de Cirurgia Endoscópica Transluminal por Orifício Natural, Microcirurgia Endoscópica Transanal (TEMS), e cirurgia laparoscópica por orifício único. Lisboa, 4 de Fevereiro de 2015