PT2994067T

PT2994067T - Aparelho eletrocirúrgico com um controlador de perfil do impulso de rf

Info

Publication number: PT2994067T
Application number: PT147178495T
Authority: PT
Inventors: Amoah Francis; Paul Hancock Christopher; Jarman Martin; Dharmisiri Nuwan
Original assignee: Creo Medical Ltd
Priority date: 2013-05-08
Filing date: 2014-04-14
Publication date: 2017-08-09
Also published as: CA2911710C; CN105358082A; CN105358082B; EP2994067B1; BR112015028062B1; BR112015028062A2; DK2994067T3; ES2636215T3; KR20160005767A; CA2911710A1; US20160120588A1; WO2014181078A1; AU2014264489B2; HK1218614A1; GB2513872A; HK1222308A1; JP6371378B2; SG11201509079UA; GB201308207D0; US10426542B2

Description

DESCRIÇÃO

APARELHO ELETROCIRÚRGICO COM UM CONTROLADOR DE PERFIL DO

IMPULSO DE RF

DOMÍNIO DA TÉCNICA A invenção refere-se a um aparelho eletrocirúrgico que utiliza a energia de radiofrequência para tratar tecido biológico. Em particular, refere-se a um aparelho cirúrgico capaz de gerar energia de radiofrequência (RF) para cortar tecido. Pode ser utilizado como parte de um aparelho cirúrgico que também fornece a energia de frequência de micro-ondas para hemostasia (isto é, a cicatrização de vasos sanguíneos danificados pela promoção da coagulação sanguínea).

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO A ressecção sanguínea é um meio para remover secções de órgãos do interior de um corpo humano ou animal. Estes órgãos podem ser altamente vasculares. Quando o tecido é cortado (dividido ou seccionado transversalmente), ocorre o dano ou rompimento de pequenos vasos sanguíneos chamados arteríolas. 0 sangramento inicial é seguido de uma cascata de coagulação em que o sangue se torna um coágulo numa tentativa de tamponar o ponto de sangramento. Durante uma operação, é desejável que um doente perca a menor quantidade de sangue possível, pelo que foram desenvolvidos vários dispositivos para proporcionam um corte sem sangramento. Nos procedimentos endoscópicos, não é desejável que ocorra um sangramento e não que seja tratado logo que possível ou de forma apropriada, visto que o fluxo de sangue pode diminuir a visibilidade do operador, o que pode obrigar a terminar o procedimento e a usar u método alternativo como, por exemplo, a cirurgia aberta.

Os geradores eletrocirúrgicos são comuns nas salas de operações hospitalares, para utilizar em procedimentos abertos e laparoscópicos, estando cada vez mais presentes nos conjuntos de endoscopia. Nos procedimentos endoscópicos, o acessório eletrocirúrgico é inserido normalmente através de um lúmen no interior do endoscópio. Tendo em conta o canal de acesso equivalente para cirurgia laparoscópica, tal lúmen é comparativamente mais estreito em diâmetro interno e maior em comprimento. No caso de um doente bariãtrico, o acessório cirúrgico pode ter um comprimento de 300 mm para receber uma ponta RF, enquanto a distância equivalente num caso laparoscõpico pode superar os 2500 m.

Em vez de uma lâmina afiada, é possível usar energia de radiofrequência (RF) para cortar o tecido biológico. 0 método de corte com a utilização de energia de RF funciona sob o princípio de que, à medida que uma corrente elétrica atravessa uma matriz tecidular (auxiliada pelo teor iõnico das células e dos eletrólitos intercelulares) , a impedância do fluxo de eletrões pelo tecido gera calor. Quando uma tensão de RF é aplicada na matriz tecidular, é gerado calor suficiente no interior das células para vaporizar o teor de água do tecido. Como resultado da dessecação crescente, em particular adjacente à região emissora de RF do instrumento (referido na presente divulgação como uma lâmina de RF) e que possui a maior densidade de corrente de toda a trajetória de corrente através do tecido, o tecido adjacente ao polo de corte da lâmina de RF perde o contacto direto com a lâmina. A tensão aplicada atua então quase totalmente através deste vazio que ioniza em resultado desta ação, formando um plasma que possui uma resistividade volumétrica muito elevada em comparação com o tecido. Esta diferenciação é importante porque foca a energia aplicada ao plasma que completou o circuito elétrico entre o polo de corte da lâmina de RF e o tecido. Qualquer material volátil que entre no plasma suficientemente devagar é vaporizado e, portanto, existe a perceção de um plasma que disseca tecido. A invenção GB 2 486 343 divulga um sistema de controlo para um aparelho eletrocirúrgico que proporciona energia tanto de RF como de micro-ondas para tratar tecido biológico. 0 perfil de fornecimento de energia, tanto de energia de RF como de energia de micro-ondas, fornecido a uma sonda é definido com base na informação amostrada de tensão e de corrente da energia de RF transmitida à sonda e amostrada posteriormente e na informação amostrada de potência emitida e refletida para a energia de micro-ondas transmitida para e desde a sonda. A patente US 2003/139741 divulga um gerador eletrocirúrgico configurado para fornecer potência de RF modulada em amplitude que, num primeiro período, compreende uma sucessão de impulsos com um ciclo de funcionamento do impulso inicial predeterminado, e em que um segundo período subsequente compreende quer um sinal de onda contínua ou uma sucessão de impulsos com um ciclo de funcionamento do impulso predeterminado superior. A patente EP 1 658 817 divulga um gerador para proporcionar impulsos de energia para atingir um plasma num instrumento de tratamento manual.

RESUMO DA INVENÇÃO A presente invenção proporciona um melhoramento do aparelho eletrocirúrgico revelado em GB 2 486 343. 0 melhoramento refere-se a uma forma de onda do sinal de RF usada para cortar tecido e, em particular, pode melhorar o impacto de um comprimento de cabo acrescido na precisão do controlo das formas de onda de RF fornecidas na ponta da sonda.

Na sua forma mais geral, a presente invenção proporciona um perfil de forma de onda de corte de RF pulsado em que cada impulso possui uma porção de tratamento controlável cuja duração pode ser truncada conforme necessário para garantir que a potência média fornecida pelo impulso como um todo não supera um valor predefinido. 0 operador pode selecionar um limite para a potência média fornecida pelo impulso composto (isto é, a energia total fornecida durante a duração das porções ON e OFF divididas pela duração do impulso) . A porção ON pode ter múltiplas subporções, que têm diferentes finalidades. Cada impulso pode ser controlado automaticamente desta forma em termos de largura de impulso, de modo que o sinal de RF responda efetiva e inteligentemente às condições na ponta da sonda durante o tratamento.

Portanto, de acordo com um aspeto da invenção, pode ser proporcionado um aparelho eletrocirúrgico para a ressecção de tecido biológico, com o aparelho a compreender: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) para gerar uma forma de onda de RF que possui uma primeira frequência; uma sonda preparada para proporcionar uma forma de onda de RF a partir de uma extremidade distai da mesma; uma estrutura de alimentação para transmitir a forma de onda de RF à sonda ao longo de um canal de RF; um detetor de sinal de RF para amostrar a corrente e a tensão no canal de RF e gerar com o mesmo um sinal de deteção de RF indicativo da corrente e da tensão,· e um controlador em comunicação com o detetor de sinal de RF para receber o sinal de deteção de RF, em que o gerador de sinal de RF está preparado para proporcionar a forma de onda de RF como uma pluralidade de impulsos de sinal de RF, com cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF a ter um limite de potência e uma duração de impulso predeterminados, em que o controlador está preparado para: monitorizar, com base no sinal de deteção de RF, a energia acumulada no tecido biológico durante a duração do impulso de cada um da pluralidade de impulsos do sinal de RF, e controlar o perfil de cada um de pluralidade dos impulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida por esse impulso de sinal de RF ao tecido biológico durante a respetiva duração do impulso abaixo de um valor-alvo. 0 valor-alvo para a potência média é, de forma preferencial, significativamente menor que um limite de potência predeterminado para o impulso de sinal de RF como, por exemplo, menor que 50 À do mesmo, de preferência no intervalo de 15 À a 50 À do mesmo, de preferência no intervalo de 20 Ã a 30 À do mesmo. Esta disposição de fornecimento de energia proporciona duas grandes vantagens. Em primeiro lugar, permite um pico de potência superior, útil para iniciar a ação de corte, que pode ser usado sem aumentar de forma indesejável a potência total fornecida ao tecido biológico. Em segundo lugar, permite que uma forma de onda pulsada se adapte dinamicamente às condições de tratamento, para assegurar que a energia é fornecida de forma eficiente sem causar arco elétrico ou outros artefactos indesejados na ponta da sonda.

Para a aplicação de dissecção eletrocirúrgica bipolar, a forma de onda gerada pelo gerador de sinal de RF pode ser uma forma de onda sinusoidal maior que 260 Vrms com uma radiofrequência entre 100 kHz e 5 MHz. 0 controlador pode compreender um microprocessador digital (por exemplo, um microcontrolador) programado para produzir um sinal de controlo de RF para o gerador de sinal de RF, em que o perfil da porção de iniciação do corte e/ou da porção de continuação do corte de cada impulso de sinal de RF é controlado com base num estado do sinal de controlo de RF. Na presente divulgação "perfil" pode significar a forma, por exemplo, de uma ou mais de duração, amplitude e forma de onda, da porção relevante do impulso de sinal de RF. Na prática, este controlo pode ser obtido pela definição dos limites da tensão e corrente fornecidos na sonda. De preferência, o controlador está preparado para controlar a duração da porção ON de cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida por esse impulso de sinal de RF ao tecido biológico durante a respetiva duração de impulso abaixo de um valor-alvo. 0 controlador pode estar preparado para que cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF inclua: uma porção de iniciação do corte durante a qual o controlador define um limite de tensão para a iniciação do corte no respetivo impulso de sinal de RF, e uma porção de continuação do corte durante a qual o controlador define um limite de tensão de continuação do corte para o respetivo impulso de sinal de RF, em que o limite de tensão de manutenção de corte é inferior ao limite de tensão de iniciação do corte, e em que a porção de continuação do corte sucede à porção de iniciação do corte. De preferência, a porção de iniciação do corte ê uniforme em cada impulso de sinal de RF, isto é, com uma duração fixa (por exemplo, 2 0 ms ou menos). Portanto, a potência média do impulso durante a respetiva duração pode ser determinada unicamente com o controlo do perfil da porção de continuação do corte. Na prática, isto pode ser feito atribuindo um limite de tensão de manutenção constante e variando a duração da porção de continuação do corte. 0 nível de potência depende da tensão e da corrente fornecidas no canal RF. Numa forma de realização, o limite de tensão não muda dentro de cada uma das porções de iniciação do corte e de continuação do corte; o nível de potência é controlado regulando a corrente, para uma dada impedância na extremidade de carga do canal de RF. Assim, o controlador pode estar preparado para controlar a duração da porção de continuação do corte de modo a produzir uma potência média fornecida por esse impulso de sinal de RF ao tecido biológico durante a respetiva duração do impulso para cumprir um valor-alvo.

Numa forma de realização, o sinal de controlo de RF é um sinal de solicitação para um circuito integrado (IC, na sigla inglesa) do modulador de largura do impulso (PWM, na sigla inglesa) . 0 IC do PWM controla um sinal de entrada para o gerador de sinal de RF (por exemplo, uma entrada c.c. para um inversor RF) e, portanto, influencia a forma de onda de RF gerada pelo gerador de sinal de RF. 0 estado do sinal de controlo de RF pode ser determinado por um circuito de controlo, executado repetidamente durante a duração de impulso de cada impulso de sinal de RF. Quanto mais rapidamente o circuito de controlo for executado, mais rapidamente o sinal pode ser adaptado às condições de tratamento. A duração do circuito de controlo pode ser 10 ms ou menos, de preferência 100 us ou menos. A duração fixa da porção de iniciação do corte pode corresponder a um número predeterminado de períodos do circuito de controlo. 0 circuito de controlo pode servir para definir adaptativamente os valores de limitação para a tensão e a corrente fornecidas na sonda.

Cada duração de impulso pode incluir uma porção OFF em que não é fornecida nenhuma potência, com a porção OFF a estar entre a porção de continuação do corte do respetivo impulso e a porção de iniciação do corte do impulso seguinte. A duração do pulso para cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF é preferencialmente constante, o que significa que a duração da porção OFF pode variar de uma forma complementar com a duração da porção de continuação do corte. De preferência, o circuito de controlo está preparado para garantir que a porção OFF pode ter uma duração mínima. Cada duração de impulso também pode incluir uma pequena porção de aquisição de informação (por exemplo, para detetar a impedância da carga na extremidade distai da sonda) antes da porção de iniciação do corte. Durante a porção de aquisição, o controlador pode estar preparado para definir o limite de corrente e o limite de tensão que previnam a superação dos limites predeterminados de potência, tensão e corrente, na ausência de quaisquer dados sobre a impedância do tecido; por exemplo, um limite de tensão Vumit pode ser definido como Pumít/Iumít, em que

Pumit ε I limit sao respetivamente os limites de potência e de corrente da curva de carga dos três parâmetros associada à configuração do aparelho. Numa forma de realização preferida, um limite de tensão da porção de aquisição está definido para ser igual ao limite de tensão de iniciação do corte, e o limite de corrente está definido num valor para um cabo sem carga ou para a intersecção entre a fronteira do limite de potência e a fronteira do limite de tensão da curva de carga de três parâmetros. Conforme explicado abaixo, definir o limite de corrente pode compreender determinar uma corrente-alvo e o cálculo a partir de um valor para o limite de corrente no gerador, considerando uma capacitância em paralelo composta associada ao canal de RF. Neste caso, a corrente-alvo pode ser calculada como It = PpkVini, em que PPk é o limite de potência intraimpulso e Vini é o limite da tensão de iniciação do corte. 0 controlo do limite de tensão na ausência de dados sobre a impedância do tecido, para assegurar que o limite de potência não é superado, resultará quase de certeza numa porção de aquisição de dados de não-corte, enquanto o controlo do limite de corrente para assegurar que o limite de potência não é superado na ausência de dados sobre a impedância do tecido tende a resultar numa porção de aquisição de dados de não-corte, predominantemente quando a impedância do tecido for baixa, havendo maior probabilidade de que resulte uma terminação precoce do comprimento do impulso com base na limitação da potência média macroscópica. Portanto, o paradigma de controlo do limite de corrente apresenta será provavelmente menos obstrutivo ao corte, num cenário mais predominante de corte com um contacto ligeiro com o tecido.

Deste modo, na prática, o controlador pode estar preparado para parar a porção de continuação do corte, isto é, mudar a potência fornecida para zero se a energia acumulada monitorizada superar um determinado limiar. A energia acumulada pode ser determinada com a obtenção de

uma ou mais medições da tensão e da corrente no canal de RF em cada período de circuito de controlo, de forma a determinar uma quantidade de energia fornecida durante esse período de circuito de controlo. A energia acumulada yw_ y / τ ^n-1 nn r em ^ medições (isto ê, pontos de aquisição de dados) pode ser expressa como em que Vn é a tensão medida do n.° ponto de aquisição de dados, In ê a corrente medida no n.° ponto de aquisição de dados, e τ é a duração entre cada ponto de aquisição de dados (assumida aqui como constante). As medições podem ser realizadas a cada 10-20 ps, por exemplo. 0 limiar predeterminado para a energia acumulada pode ser programado no dispositivo e pode ser associado a uma potência média a ser fornecida por um perfil de impulso estático nocional. Por exemplo, sabe-se que o corte de RF pode ser realizado satisfatoriamente com um sinal pulsado que possua um ciclo de funcionamento de 71 À com uma potência média de 3 0 W. Para uma duração de impulso de 140 ms, isto equivale a um disparo de energia de 4,2 J por impulso, que pode ser usado como o alvo ou limiar predeterminado. Se a energia acumulada exceder o limiar, o estado do sinal de controlo de RF pode fazer com que o impulso de sinal de RF mude para a porção OFF até ao início do impulso seguinte. No entanto, se a porção OFF tiver uma duração mínima, o circuito de controlo pode estar preparado para terminar a porção de continuação do corte se a duração da porção ON (isto é, a duração total das porções de continuação do corte e de iniciação do corte) superar um limiar, mesmo se a energia acumulada for inferior ao alvo.

Conforme mencionado acima, o limite de potência predeterminado para casa impulso de sinal de RF pode ser mais que três vezes superior ao valor-alvo para cada potência média. Por exemplo, o limite de potência predeterminado pode ser 10 W enquanto o valor-alvo para a potência média de impulso composta pode ser 35 W ou menos, de preferência 30 W ou menos. O limite de tensão de iniciação do corte pode ser definida como maior que o limite de tensão de continuação do corte para incentivar a potência de pico a fornecer ao tecido durante a porção de iniciação do corte do impulso. 0 limite de tensão de iniciação do corte pode ser 300 Vrms ou mais. 0 limite de tensão de continuação do corte pode ser 290 Vrms ou menos. 0 método de controlo da potência de RF fornecida no tecido exposto acima pode ser expresso como um método para controlar a potência de radiofrequência (RF) fornecida por um instrumento eletrocirúrgico num tecido biológico na extremidade distal do instrumento eletrocirúrgico, com o método a compreender: a geração de uma forma de onda de RF; o fornecimento da forma de onda RF ao longo de um canal de RF ao instrumento eletrocirúrgico; o controlo do perfil da forma de onda de RF através de: a definição de um limite de tensão máximo para uma tensão aplicada no instrumento eletrocirúrgico bipolar; a amostragem da tensão e da corrente no canal de RF; e o cálculo de uma resistência ao tecido a partir da tensão e da corrente amostradas, com a fase de cálculo a incluir uma correção para uma impedância associada ao canal de RF; a determinação de um limite de corrente do tecido objetivo a partir da resistência do tecido calculada e de um alvo de dissipação da potência predeterminado; e o ajustamento dinâmico do limite de corrente com base no limite de corrente do tecido objetivo determinado. A forma de onda de RF pode compreender uma pluralidade de impulsos de sinal de RF; cada impulso de sinal de RF pode possuir um perfil controlado conforme exposto acima. Onde a forma de onda de RF for pulsada, o alvo de dissipação da potência predeterminado pode ser 30 À ou menos que o limite de potência máxima, conforme discutido no primeiro aspeto da invenção acima. Ao ajustar o limite de corrente, o método pode considerar as capacitâncias parasitas e a capacitância do cabo de alimentação associado ao canal de RF. Ditas capacitâncias podem ser quantificadas e tratadas como uma capacitância de elemento composta ligada em paralelo ao canal de RF. 0 método pode então compreender o cálculo do limite de corrente máxima Iumit como

em que Vout ê a tensão amostrada, It é a corrente de tecido objetivo, e Xc representa uma capacitância em paralelo composta associada ao canal de RF. 0 canal de RF pode ter um comprimento de 3 m ou mais, por exemplo, para conseguir fornecer RF a uma sonda endoscópica.

De preferência, a forma de onda de RF possui uma frequência no intervalo de 100 kHz a 5 MHz, mais preferencialmente de 300 kHz a 600 kHz.

Os passos do método de controlo anterior podem ser executados num microprocessador devidamente programado, por exemplo, que tenha um intervalo de controlo de RF na gama de 50 ps a 20 ms, mais preferencialmente na gama de 100 ps a 2 ms.

Em adição ao corte, o aparelho eletrocirúrgico desta invenção também pode conseguir coagular o tecido usando a energia de frequência de micro-ondas. Deste modo, o aparelho pode incluir um gerador de sinal de micro-ondas para gerar energia de frequência de micro-ondas que possui uma segunda frequência maior que a primeira frequência, em que a estrutura de alimentação compreende um canal de RF para conectar a sonda ao gerador de sinal de RF, e um canal de micro-ondas para conectar a sonda ao gerador de sinal de micro-ondas, e em que o canal de RF e o canal de micro-ondas compreendem trajetórias de sinal fisicamente separadas desde o gerador de sinal de RF e do gerador de sinal de micro-ondas, respetivamente, para permitir que a energia da forma de onda de RF e de frequência de micro-ondas seja fornecida seletivamente de modo simultâneo ou separado à sonda. 0 aparelho pode incluir adicionalmente detetores de sinal de micro-ondas para amostrar, respetivamente, a potência emitida e refletida no canal de micro-ondas e gerar assim um sinal de deteção de micro-ondas indicativo da potência de micro-ondas fornecida pela sonda, em que o controlador está em comunicação com os detetores de sinal de micro-ondas para receber o sinal de deteção de micro-ondas, e em que está preparado para emitir um sinal de controlo de micro-ondas para o gerador de sinal de micro-ondas, em que o perfil da energia da frequência de micro-ondas fornecido pelo gerador de micro-ondas é controlável com base num estado do sinal de controlo de micro-ondas. 0 controlador pode ser adaptado para levar em conta a atenuação entre a sonda e o gerador de sinal de micro-ondas ao determinar o estado do sinal de controlo de micro-ondas. Na prática, isto significa que a potência da energia de frequência de micro-ondas fornecida ao tecido pode ser controlada. Numa forma de realização, o aparelho está preparado para fornecer uma potência média de 8 W da energia de micro-ondas no tecido biológico. A sonda pode compreender um instrumento de ressecção eletrocirúrgico para aplicar a energia de EM RF no tecido biológico, com o instrumento a compreender: uma ponta de instrumento que compreende um corpo planar composto por um primeiro material dielétrico que separa um primeiro elemento condutivo numa primeira superfície do mesmo de um segundo elemento condutivo numa segunda superfície do mesmo, com a segunda superfície orientada na direção oposta da primeira superfície; um cabo de alimentação coaxial que compreende um condutor interno, um condutor externo coaxial ao condutor interno e um segundo material dielétrico que separa os condutores interno e externo, com o cabo de alimentação coaxial a estar ligado à estrutura de alimentação para transmitir a forma de onda de RF à ponta do instrumento; e um invólucro protetor que compreende uma terceira peça de material dielétrico montada para cobrir a parte inferior da ponta do instrumento, em que o condutor interno está ligado eletricamente ao primeiro elemento condutivo e o condutor externo está ligado eletricamente ao segundo elemento de corte para permitir que a ponta do instrumento receba a forma de onda de RF, em que o primeiro e o segundo elementos condutivos estão preparados para funcionar como elétrodos ativo e de retorno para conduzir a forma de onda de RF ao tecido desde uma porção distai ou lateral do corpo planar, e em que o invólucro protetor possui uma superfície inferior convexa de contorno liso que se distancia do corpo planar. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos podem ser dispostos para proporcionar uma trajetória de retorno local para a energia de RF, isto é, um caminho de baixa impedância para a energia de RF a ser transportada entre o primeiro e o segundo elementos condutivos e o tecido. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos podem ser camadas de metalização formadas em superfícies opostas do primeiro material dielétrico. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos podem estar preparados para criar um campo elétrico local numa região de contacto em que a ponta do instrumento contacta com o tecido biológico. 0 campo elétrico local pode ser extremamente elevado, o que, quando presente num meio condutivo com perdas, pode originar a formação de um microplasma (isto é, um plasma térmico quente) nas porções distai ou lateral do corpo planar, por exemplo, onde o contacto é feito com o tecido biológico. 0 microplasma pode ser desejável para a obtenção um corte eficiente. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos podem incluir porções, por exemplo, regiões chapeadas na e adjacentes à porção do lado distai, feitas a partir de material condutivo que possua um elevado ponto de fusão como, por exemplo, 1500 °C ou superior, como titânio, tungsténio ou similares. A utilização destes materiais pode evitar que as temperaturas elevadas do microplasma desgastem o primeiro e o segundo elementos condutivos. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos também podem incluir porções conectoras feitas de materiais condutivos que possuam pontos de fusão inferiores (por exemplo, prata, ouro ou similares) depositados ou chapeados nos condutores de ponto de fusão superior. As porções conectoras podem facilitar a conexão dos condutores interiores e exteriores do cabo coaxial, por exemplo, por soldadura ou similar. Numa forma de realização, uma camada inicial de tungsténio-titânio (TiW) pode ser usada com uma camada de prata (Ag) ou ouro (Au) depositada no topo. 0 material de ponto de fusão inferior pode ser depositado sobre o material de ponto de fusão superior apenas na região em que os condutores interior e exterior do cabo coaxial devem ser ligados como, por exemplo, apenas na extremidade proximal do instrumento, e não ao longo dos lados do mesmo, onde o microplasma vai ser gerado.

As camadas de metalização podem ser formadas a partir de materiais biocompatíveis como, por exemplo, um qualquer entre prata, titânio ou ouro. A Tabela 1 abaixo indica os pontos de ebulição e fusão para materiais considerados para este dispositivo:

Tabela 1: Pontos de Fusão e de Ebulição para materiais condutivos adequados para utilização na ponta do instrumento

0 corte pode ocorrer em qualquer borda da estrutura planar onde exista um contacto correto e direto entre ambos os condutores e o tecido. 0 contacto correto e simultâneo entre ambos os condutores é mais provável se a separação entre os condutores for reduzida. Existe mais probabilidade de formação do plasma no condutor com o contacto mais fraco com o tecido, visto que este tecido tende a dessecar antes. Após a formação de plasma num condutor, existe um efeito de histerese surgido do aumento acentuado na impedância local, tendendo a evitar que a localização do plasma varie para a frente e para trás numa aplicação contínua de uma forma de onda de RF. A superfície inferior do invólucro protetor pode estreitar ligeiramente no seu perímetro para corresponder ao lateral do corpo planar. A espessura do invólucro protetor pode também diminuir na direção da extremidade distal da ponta do instrumento. Portanto, a porção exterior do invólucro protetor pode possuir um perfil convexo. A superfície interior pode possuir um canal reentrante formado na mesma que se estende longitudinalmente. 0 perfil de borda estreita e o canal reentrante podem fazer com que a superfície inferior do invólucro protetor compreenda um par de arestas. Esta forma pode reduzir o risco de o instrumento penetrar na parede intestinal e causar uma perfuração dos intestinos ou pode proteger a veia porta ou o dueto pancreãtico de danos. As dimensões particulares do invólucro (por exemplo, comprimento, largura, espessura, etc.) podem ser adaptadas de forma a cumprir a utilização prevista e a área do corpo a operar prevista. 0 invólucro protetor pode ser formado a partir de um material não condutivo biocompatível, como cerâmica ou plástico biocompatível que não adira a parede intestinal (ou de outro tecido biológico) ou similar. Em alternativa, o invólucro também pode ser formado de um material metálico como, por exemplo, titânio, aço, ou pode ser uma estrutura multicamadas. Pode ser ligado (por exemplo, unido) a qualquer um do primeiro ou do segundo elementos condutivos que esteja no lado inferior do primeiro material dielétrico. No entanto, numa disposição, o invólucro protetor pode ser formado pelo mesmo material que o primeiro material dielétrico. 0 invólucro protetor e o primeiro material dielétrico podem ser formados numa peça como um corpo unitário. Nesta disposição, uma ou mais ranhuras planares podem ser formadas (por exemplo, cortadas) no corpo unitário para permitir a inserção de um material condutivo para formar o primeiro e/ou o segundo material condutivo. A ponta do instrumento pode ser curva na sua extremidade distai entre as bordas laterais do corpo. A curva pode descrever uma parábola no plano do corpo planar. A extremidade distal do invólucro protetor pode ser curva na mesma maneira. Esta forma impede que a ponta do instrumento apresente arestas cortantes para o tecido biológico. Esta forma também pode permitir a realização do corte numa direção diagonal ao longo do eixo do dispositivo, além de cortar na mesma direção ou numa direção perpendicular ao eixo longo. 0 instrumento pode incluir uma conduta de alimentação de fluido para fornecer fluido (por exemplo, soro fisiológico) à ponta do instrumento. A conduta de alimentação de fluido pode compreender uma passagem através do invólucro protetor para fornecer o fluido ao local de tratamento. A passagem pode incluir uma saída localizada no canal reentrante do invólucro protetor. 0 fluido (líquido ou gás) pode ser transportado para o instrumento (invólucro protetor) através da correspondente passagem formada no interior do cabo de alimentação coaxial. A conduta de alimentação de fluido também pode ser utilizada para fornecer outro material no local de tratamento como, por exemplo, um gãs ou um sólido (por exemplo, pó) . Numa disposição, a injeção do fluido (soro fisiológico ou similar) é usada para encher o tecido biológico no local de tratamento. Isto pode ser particularmente útil quando o instrumento for utilizado para tratar a parede intestinal ou a parede esofágica ou para proteger a veia porta ou o dueto pancreãtieo quando um tumor ou outra anormalidade se localizar na proximidade, de forma a proteger estas estruturas e criar um amortecedor de fluido. Encher o tecido desta forma pode ajudar a reduzir os risco de perfuração do intestino, danos na parede do esófago ou fuga do dueto pancreãtieo ou danos na veia porta, etc. É vantajoso conseguir utilizar o mesmo instrumento para fornecer fluido enquanto fornece energia de micro-ondas e/ou RF, visto que pode ocorrer um esvaziamento (por exemplo, por perda de fluido causada por atraso) se for introduzido um instrumento separado na região ou durante o tratamento. A capacidade de introduzir o fluido usando a mesma estrutura de tratamento permite repor o nível logo que ocorra o esvaziamento. Mais importante, a utilização de um único instrumento par realizar a dessecação ou a dissecção, bem como para introduzir o fluido também reduz o tempo necessário para realizar o procedimento de remoção de pólipos geral, reduz o risco de causar dano ao doente e também reduz o risco de infeção. De uma forma mais geral, a injeção de fluido pode ser utilizada para irrigar a região de tratamento, por exemplo, para remover produtos residuais ou para remover tecido de modo a proporcionar uma melhor visibilidade durante o tratamento. Conforme mencionado acima, isto pode ser particularmente útil em procedimentos endoscópicos. A conduta de alimentação de fluido pode incluir uma agulha (por exemplo, uma agulha hipodérmica) montada sob o corpo planar no canal reentrante do invólucro protetor. 0 invólucro protetor pode incluir uma passagem de guia para receber a conduta de alimentação de fluido. A agulha pode ter um diâmetro exterior inferior a 0,6 mm como, por exemplo, 0,4 mm. A agulha pode ser movida numa direção longitudinal entre uma posição montada em que protrai para além da extremidade distal da ponta do instrumento e uma posição retraída em que está recuada desde a extremidade distai da ponta do instrumento como, por exemplo, abaixo do corpo planar ou numa localização proximal ao corpo planar. A agulha pode estar aberta para o fluxo de fluido na extremidade proximal ou lado da agulha e pode ser movida com um ou mais fios de controlo. Por exemplo, a extremidade proximal da agulha pode ser aberta na passagem formada no interior do cabo de alimentação coaxial. A agulha pode ser montada num orifício formado no invólucro protetor. A agulha pode ser formada num acessório de interferência deslizável com o orifício, em que obtura o orifício para criar um trajeto de fluido da menor resistência através da agulha quanto esta estiver na posição de montada. Esta disposição pode evitar fugas doutras partes da ponta do instrumento. O orifício pode ser formado por um tubo ou superfície portadora de encaixe montada ou formada no lado inferior do invólucro protetor, por exemplo, no canal reentrante. 0 instrumento pode incluir uma capa para transportar o cabo coaxial, a conduta de alimentação de fluido (se existir) e o(s) fio(s) de controlo (se existirem) para o corpo da ponta do instrumento. 0 corpo da ponta do instrumento e o invólucro protetor podem ser fixados (por exemplo, unidos) numa extremidade distai da capa. A capa pode incluir nervuras longitudinais para auxiliar na transmissão de binário da sua extremidade proximal até à ponta do instrumento. Numa disposição, o cabo nervurado pode ser feito com material Pebax® e pode compreender uma cobertura exterior plástica com uma nervura de metal presa em ou na sua parede interior. Este tipo de capa pode proporcionar uma estabilidade de binário útil, em que uma força de torção aplicada numa pega ligada a uma porção proximal da cobertura exterior da capa é transformada com precisão num movimento de rotação do instrumento na extremidade distai da capa. De preferência, a translação entre a extremidade proximal e a extremidade distai é um para um (1:1), isto é, uma torção de 20° na extremidade proximal deve originar uma rotação de 20° da ponta do instrumento. A agulha move-se de forma deslizável em relação ao invólucro protetor através de um ou mais fios de controlo, que podem ser acionados através de uma acionador deslizável numa extremidade proximal do instrumento. De preferência, a agulha desliza para a frente e para trás em relação à passagem de alimentação de fluido que leva o fluido à agulha para administração. A passagem de alimentação de fluido pode ser uma parte integrante da capa ou pode ser um tubo montado estaticamente na capa. A capacidade de mover a agulha para a frente e para trás ao fornecer líquido à agulha através de uma conduta imóvel em relação à capa permite proporcionar uma agulha retrátil numa capa de diâmetro inferior que num dispositivo em que um tubo de fornecimento de fluido tem de deslizar ao longo do comprimento da capa. A capa pode compreender um tubo de lúmen múltiplo. Os lúmenes podem ser formados com a introdução de um elemento separador extrudido no interior de um tubo de lúmen único. 0 elemento separador extrudido pode incluir um canal em forma de U para guiar o cabo coaxial e um ou mais orifícios para portar a conduta de alimentação de fluido e o(s) cabo(s) de controlo. 0 diâmetro da capa é preferencialmente menor que 2,8 mm para permitir que encaixe no canal do instrumento de um endoscópio. A pega para aplicar torque na capa pode estar localizada na extremidade proximal da capa, próximo dos controlos do endoscópio. 0 instrumento pode incluir um elemento de cobertura na extremidade distai da capa, com o elemento de tamponamento a cobrir a união elétrica entre o cabo coaxial e o primeiro e o segundo elementos condutivos. 0 elemento de cobertura pode ser formado por um material termorretrátil ou a partir de adesivo de encapsulamento. Proteger a união desta forma pode prevenir a formação de arco elétrico na união elétrica durante a utilização. Em particular, o elemento de cobertura está disposto para selar as conexões elétricas distais do fluido da ponta do instrumento. A entrada de fluido para a união em que o cabo coaxial está conectado à linha de transmissão planar de placa paralelas não é desejável, pois a energia de micro-ondas pode ser absorvida, o que levará ao aquecimento e a um fornecimento da energia ao longo da extremidade da lâmina ineficiente, ou o dispositivo poderá avariar ou emitir centelhas devido a uma tensão de rutura baixa. 0 adesivo de encapsulamento pode compreender uma combinação de colas; por exemplo, podem ser usadas colas com homologação médica de cura por UV de alta viscosidade ou de baixa viscosidade como Loctite® 4304 ou Loctite® 4305, com a baixa viscosidade a ser útil para absorver o adesivo em eventuais trajetos de fluido muito finos. A ponta do instrumento também pode estar preparada para receber a energia de frequência de micro-ondas. 0 cabo coaxial pode estar preparado para transmitir um sinal de micro-ondas separadamente desde ou em simultaneamente com o sinal de RF. 0 primeiro e o segundo elementos condutivos podem ser dispostos no primeiro elemento dielétrico para atuar como uma antena de campo próximo para irradiar a energia de frequência de micro-ondas correspondente ao sinal de micro-ondas.

Esta disposição pode aproveitar a capacidade do instrumento para ser "visto" diferentemente pelo sinal de RF e pelo sinal de micro-ondas. Para o sinal de RF, a ponta do instrumento pode ser modelada como um condensador de placas paralelas. 0 campo elétrico configurado pelo sinal de RF entre o primeiro e o segundo elementos condutivos pode ser contido substancialmente com o corpo planar (primeiro material dielétrico), dispondo as bordas da primeira e da segunda camadas condutivas desde as bordas laterais do corpo planar. Para realizar o corte de RF, é desejável que o campo se estenda para o exterior do corpo planar. Esta invenção pode fazer isto estendendo as bordas da primeira e da segunda camadas condutivas até à borda lateral do corpo planar numa região designada como uma porção de corte de RF. A configuração do campo de RF entre as duas placas do condensador de placas paralelas (ou linha de transmissão planar) e o acoplamento no tecido biológico, através do contacto com uma ou mais bordas da lâmina, podem criar um microplasma controlado e, por sua vez, o microplasma pode criar ou otimizar o processo de corte do tecido.

Por outro lado, para o sinal de micro-ondas, a ponta do instrumento pode ser modelada como uma linha de transmissão de placas em paralelo com o corpo planar a representar o material dielétrico que separa as duas placas condutivas. 0 padrão de irradiação da energia de EM de frequência de micro-ondas neste caso depende da forma geral do corpo planar e da estrutura de alimentação de micro-ondas. Neste caso particular, a diferença na extremidade proximal entre a linha de alimentação coaxial (condutor central) e a camada condutiva superior desempenha uma função importante para garantir que a energia de micro-ondas da origem corresponde em termos de impedância com a impedância de carga apresentada pelo tecido. 0 comprimento global da disposição da linha de transmissão planar também é importante para corresponder a impedância (ou a energia fornecida) de (ou desde) a linha de transmissão coaxial com (ou no) o tecido biológico. Isto é, a estrutura pode formar um transformador de impedância de quarto de onda ou um ressoador de meio comprimento de onda. Com a utilização de ferramentas de simulação conhecidas é possível modelar isto para controlar de que bordas a energia EM de frequência de micro-ondas pode ser irradiada. Por exemplo, a ponta do instrumento pode ser configurada para inibir a radiação da energia de frequência de micro-ondas desde a borda distai do corpo planar.

Na presente divulgação, a radiofrequência (RF) pode significar uma frequência fixa estável na gama de 100 kHz a 5 MHz e a frequência de micro-ondas pode significar uma frequência fixa estável na gama de 300 MHz a 100 GHz. A energia de RF deve ter uma frequência suficientemente elevada para evitar que a energia origine a estimulação nervosa e ser suficientemente baixa para prevenir que a energia origine o branqueamento do tecido ou margem térmica ou danos desnecessários na estrutura do tecido. As frequências preferidas para a energia de RF incluem a frequência única no intervalo de 100 kHz a 1 MHz. As frequências únicas preferidas para a energia de micro-ondas incluem 915 MHz; 2,45 GHz; 5,8 GHz; 14,5 GHz e 24 GHz.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

Os exemplos da invenção são discutidos abaixo com referência aos desenhos acompanhantes, em que: A Fig. 1 é um desenho esquemático de um aparelho eletrocirúrgico que é uma forma de realização da invenção; A Fig. 2 é um gráfico esquemático que mostra o perfil de um impulso de sinal de RF usado numa forma de realização da invenção; A Fig. 3 é um gráfico que mostra uma curva de carga de três parâmetros ideal que pode resultar da implementação do método de controlo da presente invenção; A Fig. 4 é uma vista em perspetiva parcialmente transparente de um instrumento eletrocirúrgico que pode ser usado como uma sonda na presente invenção; A Fig. 5 é uma vista frontal do instrumento da Fig. 4; A Fig. 6 é uma vista superior do instrumento da Fig. 4; A Fig. 7 é uma vista lateral do instrumento da Fig. 4; A Fig. 8 é um fluxograma que um método de controlo para controlar com precisão a potência fornecida numa ponta de sonda, que é uma forma de realização da invenção; e A Fig. 9 é um fluxograma que ilustra como o limite de corrente é calculado no método de controlo na Fig. 8.

DESCRIÇÃO DETALHADA; OPÇOES E PREFERENCIAS ADICIONAIS

Os primeiros sistemas eletrocirúrgicos exigiam que o cirurgião determinasse com precisão as configurações ótimas para cada sistema cirúrgico (p. ex. , sonda) com base nas instruções de utilização, na formação e na experiência. Esta disposição subótima foi melhorada com a incidência crescente de conceções que permitiam a pré-seleção pelo gerador de definições de tratamento iniciais predefinidas, com base no acessório montado e no procedimento de tratamento a realizar. A pré-seleção pode resultar da seleção manual do acessório cirúrgico a partir de um menu de interface do utilizador no gerador ou do reconhecimento automático no acessório por comunicação entre o acessório cirúrgico e o gerador eletrocirúrgico. Mesmo numa conceção como esta, o cirurgião pode ter de modificar as definições do gerador para obter as definições ótimas para um dado doente, técnica de cirurgião e procedimento cirúrgico. Na prática, na ausência de evidência sobre o efeito de cada definição do gerador, e em resultado da falta de conhecimento sobre uma navegação eficiente pelos menus de definição, este geradores mais novos são usados predominantemente com definições por defeito, mas potencialmente subótimas, durante todo ou parte de um procedimento.

As formas de realização da presente invenção proporcionam uma adaptação automática da potência do gerador às condições cirúrgicas detetadas sem necessidade de intervenção do operador, libertando assim o clínico que pode focar-se noutros aspetos prementes do tratamento do doente.

Um problema particular da aplicação endoscópica deste dispositivo emerge parcialmente de um constrangimento de tamanho e, portanto, da massa térmica da lâmina de RF. É típico que o lúmen do endoscópio pelo qual a lâmina deve passar tenha um diâmetro na ordem dos 2,8 mm. Isto limita o alcance de projeto para excluir partes da lâmina de RF que estão expostas ao tecido, mas que não participam na dissecção. Estes constrangimentos são distintos de um dispositivo de dissecção de RF similar num ambiente laparoscõpico, em que a norma é um lúmen com uma abertura com 5 mm de diâmetro.

Nos procedimentos endoscõpicos, o médico tipicamente lida com patologias na parede interior do canal alimentar e um subconjunto destes procedimentos envolve a dissecção em camada heterogéneas destas paredes. Ditos procedimentos são conhecidos coletivamente Ressecção Endoscópica da Mucosa (EMR, na sigla inglesa).

Uma distinção particular adicional da aplicação de EMR reside no facto de, numa primeira parte do procedimento, a lâmina poder ser usada para dissecar com contacto superficial no tecido, mesmo para além da margem de um tumor que não tenha invadido as camadas exteriores do lúmen digestivo; e numa segunda parte do procedimento, a mesma lâmina ser necessária para dissecar sob o tumor e obter a separação das camadas do músculo. Nesta segunda parte do procedimento, uma proporção significativa da lâmina de RF pode estar em contacto estreito com o tecido da dobra. Para facilidade de separação dos estratos de tecido, a dobra de espécime a seccionar pode ser distendida e convenientemente tumescida por injeção com soro fisiológico, ácido hialurónico ou uma solução de gelatina succinilada. 0 termo Dissecção Endoscõpica da Submucosa (ESD, na sigla inglesa) é utilizado para a realização de procedimentos de EMR aumentados por meio de fluidos injetados, sendo distinto em alcance da EMR, pois permite uma dissecção em bloco de 2 cm e de espécimes de tecido mucoso de diâmetro superior.

Do ponto de vista do operador cirúrgico, é desejável que o instrumento de corte de RF proporcione um desempenho de corte minimamente interrompido, o que será possível na primeira parte do procedimento, visto que existe apenas contacto limitado entre o tecido e a ponta do instrumento. No entanto, durante a segunda parte do procedimento, a dobra de espécime não pode ser separada facilmente da ponta do instrumento e o resultado são áreas de contacto grande dimensão entre as partes ativas da ponta do instrumento e o tecido, apesar de se pretender apenas um contacto na periferia da ponta do instrumento para efeitos de dissecção. Além disso onde tiver ocorrido acumulação de fluidos injetados sob a dobra do espécime, é necessário que a lâmina realize o corte enquanto estiver imersa em fluido. Estes fluidos podem ser eletricamente condutivos, o que afeta a eficiência da geração de plasma, e termicamente será mais condutivo, o que tende a temperar termicamente as bordas de corte do plasma da ponta do instrumento RF. Neste último caso, a forma de onda de RF deve fornecer muita mais potência para iniciar e continuar o plasma de corte.

Para o final do procedimento, o clínico avançou tipicamente até ao ponto de prática e completamente de ter separado o espécime de tumor da parede do lúmen. Nesta fase é provável que o fornecimento de sangue ao espécime tenha sido estancado, o que tende a reduzir a condutividade ohmica do tecido restante, pois o sangue é eletricamente condutivo a frequências de RF. Adicionalmente, nos locais com injeção de fluidos para tumescer o espécime e as suas margens são de uma natureza não polar, o resultado pode ser uma impedância muito superior dos tecidos em contacto elétrico com a lâmina de RF na parte final da dissecção, o que dificulta a concentração de calor em redor de uma parte da lâmina de RF. Sem esta concentração, os fluidos no tecido local para a lâmina serão mais difíceis de dessecar e, portanto, será muito mais difícil criar as condições para iniciar um plasma de corte. Para criar o mesmo nível de aquecimento (V2/R) no volume que se vai tornar um plasma de corte, a tensão aplicada deve ser aumentada para compensar o aumento da impedância no circuito.

Para lidar com este problema, a forma de onda é otimizada adicionalmente com aumentos periódicos de curta duração na amplitude da tensão. 0 fundamento para a curta duração é a minimização do aquecimento dielétrico médio nas camadas de isolamento do acessório cirúrgico ou em qualquer escara formada sobre o dito isolamento; mas do ponto de vista do impacto na geração de plasma, pode ser quase tão eficaz como uma forma de onda com uma amplitude de tensão continuamente superior. A razão para isto é que, de forma contraintuitiva, o volume de plasma como o utilizado no corte de RF de tecido, tem uma impedância muito superior à do tecido. Como um plasma é gerado aqui, a tensão, que cai ao longo da porção de tecido que não fizer parte do plasma, também diminui. A tensão aplicada pela lâmina de corte de RF ocorre predominantemente através do plasma, e seria expectãvel que a corrente fornecida pelo acessório cirúrgico ao tecido caísse para a mesma quantidade de potência fornecida. De facto, se a tensão aplicada cair para o nível necessário para suportar a densidade de potência local que mantém o plasma, frequentemente o nível de potência aplicado ao meio agregado de tecido e do plasma pode diminuir. Este efeito descrito acima pode ser otimizado pela presença de uma pequena quantidade de fluido condutivo na região de tratamento. Portanto, o instrumento pode ser adaptado para fornecer uma ou mais gotículas de fluido condutivo (por exemplo, soro fisiológico) na extremidade distal do mesmo. Quando o instrumento incluir uma agulha retrátil, o fluido condutivo pode ser administrado a partir da agulha na sua posição retrátil, pela qual fluirá na direção da região de tratamento na extremidade distai da sonda.

Portanto, a presente invenção baseia-se na premissa de que, no interior do ambiente endoscópico para corte de tecido de RF, é vantajoso providenciar uma forma de onda de RF em que os níveis de potência superior transiente podem ser proporcionados pela sonda e os níveis de tensão superiores transientes podem ser fornecidos à sonda.

Conforme mencionado acima, o tecido pode aderir à ponta do instrumento e, em particular, aderir através do isolamento que separa os dois polos elétricos da estrutura da ponta do instrumento. Como este tecido aquece ohmicamente a partir da tensão de RF aplicada, os hidrocarbonetos dissociam-se e os resíduos de carbono são uma resistência condutiva crescente em paralelo com o tecido do doente em tratamento, pelo que são necessárias quantidades crescentes de potência para manter o rendimento de corte. Isto pode tornar-se um processo de fuga que culmina na avaria prematura da lâmina a partir da perda de metalização e na evasão de temperatura do isolamento da lâmina. Este processo pode ser minimizado com a interrupção periódica da forma de onda de RF aplicada. A borda de plasma da lâmina é rapidamente temperada durante as porções OFF da forma de onda de RF enquanto os líquidos repõem o contacto físico, o que tende a realizar uma autolimpeza e a reduzir a temperatura média do instrumento, prolongando assim a vida útil do instrumento.

Portanto, além da vontade de dispor de níveis de potência transientemente superiores e de níveis de tensão transientemente superiores, preferencialmente a forma de onda também tem interrupções de período OFF periódicas.

De acordo com uma forma de realização da invenção, a presente invenção proporciona um gerador eletrocirúrgico preparado para fornecer uma forma de onda de corte de RF adaptativa com as seguintes características.

Em primeiro lugar, a forma de onda é pulsada regularmente por natureza. Nesta forma de realização, o período de cada impulso é 140 ms, apesar de a invenção não ter de estar restringida a isto. 0 tempo máximo ON da cada pulso está restringido a 100 ms. Isto garante que uma porção OFF mínima para cada impulso (tendo uma duração de 40 ms nesta forma de realização) , em que a ponta do instrumento a temperar e as impedâncias inferiores ao limite de tensão reduzem a dissipação no resíduo aderido à lâmina em 7 0 Ã da mesma para uma forma de onda ininterrupta.

Em segundo lugar, cada impulso tem um limite de potência de pico muito maior que a potência média para o impulso. Nesta forma de realização, o nível de potência média está limitado a 30 W, embora o médico possa regulã-lo de forma útil entre 20 W e 35 W. No entanto, o gerador de sinal de RF pode conseguir gerar uma forma de onda de RF com um nível de potência média por ciclo até 100 W. Deste modo, para cumprir a restrição do nível de potência média, a porção ON de cada impulso de 140 ms pode ser reduzida, se a energia fornecida por impulso for calculada para superar o nível de potência média permitida multiplicada pelo período de impulso (por exemplo, 30 W x 0,14 s = 4,2 J).

Em terceiro lugar, a borda frontal de cada porção ON de um impulso tem um limite de tensão de iniciação de corte superior seguido de um limite de tensão de continuação do corte inferior, que é mantido até ao final da porção ON desse impulso. Nesta forma de realização este limite de tensão de iniciação do corte está definido até 20 ms deste a borda frontal da porção ON do impulso e tem uma amplitude de 305 Vrms. O limite de tensão de continuação do corte tem uma amplitude de 290 Vrms.

As características anteriores são ilustradas na Fig. 2, que é um gráfico esquemático que mostra como a tensão da energia de RF fornecida pelo gerador de sinal de RF varia entre os impulsos de sinal de RF individuais. A duração (período) T de cada pulso é igual, p. ex. , 140 ms nesta forma de realização. A tensão da energia de RF fornecida pelo gerador de sinal de RF é controlada através do sinal de controlo a partir de um microprocessador, conforme descrito abaixo. 0 sinal de controlo controla três parâmetros de forma a limitar ou controlar de outra forma o perfil de cada impulso de sinal de RF. Os três parâmetros são (i) um limite para a corrente a passar através do tecido biológico, (ii) um limite para a tensão aplicada através dos polos da ponta do instrumento, e (iii) a potência fornecida ao tecido.

Seguidamente apresentamos o fundamento para utilizar estes parâmetros. Em primeiro lugar, em impedâncias de tecido baixas, a corrente de teto limita a dissipação local ou a densidade de corrente em qualquer elemento da série na trajetória através do tecido por meio da sonda e da estrutura de alimentação. Em segundo lugar, com impedâncias elevadas, a tensão de teto previne o esforço excessivo do isolamento da sonda, mantendo-se suficientemente elevada para manter a intensidade desejável do corte de RF. Em terceiro lugar, com impedâncias de tecido moderadas, a potência de teto limita a taxa macroscópica de fornecimento de energia ao tecido, de modo a assegurar a obtenção das temperaturas necessárias para o corte. Uma curva de carga ideal que mostra o equilíbrio entre estes limites está ilustrada na Fig. 3.

Destes três parâmetros, a corrente sob condições de baixa impedância do tecido, e a tensão em condições de alta impedância do tecido podem ser medidas facilmente no gerador na saída da fase de síntese de RF e utilizadas para regular a amplitude da forma de onda. Torna-se mais complexo derivar a potência diretamente através de uma gama de impedâncias de tecido devido ao impacto 11a medição de impedâncias parasíticas do cabo acessório.

Para proporcionar o controlo necessário do limite de potência em impedâncias de tecido moderadas, a invenção utiliza as medições de tensão e corrente na saída do circuito de síntese de RF, uma frequência de síntese de RF conhecida e uma capacitãncia em paralelo composta conhecida, associadas às capacitâncias parasitas e à capacitãncia da estrutura de alimentação (isto é, ao cabo coaxial) para calcular a resistência do tecido dinamicamente. A partir desta informação, o limite de corrente na saída do gerador também pode ser ajustado dinamicamente ao requerido para proporcionar a dissipação necessária na resistência do tecido. Uma vantagem do cálculo persistente da corrente e da resistência do tecido reside no facto de o controlador conseguir realizar também um cálculo da energia real fornecida durante um período, independentemente de quaisquer variações temporárias na potência de saída do gerador.

Quando o envoltório das formas de onda de corte aplicadas for pulsado, a taxa do controlo de potência deve ser reduzida em comparação com o tempo (ON) de marca do impulso, de forma a controlar a maior parte do tempo de marca. 0 controlador do microprocessador então executa uma rotina de circuito de controlo para definir o estado do sinal de controlo. A duração do pulso T pode ser definida como um múltiplo do período da rotina do circuito de controlo. Por exemplo, o período da rotina do circuito de controlo pode ser 10 ms, mas é preferencialmente 100 us ou menos . A rotina do circuito de controlo funciona para ajustar dinamicamente o limite de corrente entre um valor mínimo que corresponde à corrente esperada sem conexão de tecido à sonda (isto é, Vnmit/Xc) e um valor máximo que corresponde ao limite definido para as impedâncias de tecido baixas.

Numa forma de realização prática, o gerador de sinal de RF, que pode ser uma fonte de 4 00 kHz, está acoplado à sonda (instrumento de corte de RF) por uma estrutura de alimentação que pode ser tratada como uma combinação de linha de transmissão de comprimento elétrico curto (isto é, comprimento físico/comprimento de onda << 0,01), e consequentemente como um circuito equivalente composto que se aproxima com precisão suficiente da combinação de indutância de série distribuída e elementos de capacitância em paralelo.

Numa forma de realização de sistema exemplificativo com um comprimento de cabo coaxial entre a fáscia do gerador e a sonda de 3,8 m, a impedância capacitiva em paralelo composta Xc é medida como -j8Q0 Ω ou cerca de 500 pF. Na prática, isto pode ser formado por capacitâncias parasitas em paralelo mais a capacitância em paralelo composta prevista dos cabos acessórios cirúrgicos.

Nesta forma de realização, o cabo coaxial tem uma impedância característica de 50 Ω, o que permite estimar um valor de teto para o indutor de série acumulado de 1,2 uH ou cerca de j3 Ω. 0 impacto deste elemento de série composta ignorado no cálculo da potência fornecida ao tecido apenas é significativo em impedâncias de tecido baixas. A impedância de tecido baixa é apenas uma condição transiente no início da aplicação da forma de onda de corte ou uma condição do tecido que não envolverá o corte de RF se for sustentada e como tal não é uma condição particularmente pertinente para uma forma de onda de corte. Adicionalmente, em ditas impedâncias de tecido baixas, o limite de controlo da potência pode ser anulado pelo controlo de limite da corrente de saída fixo.

Conforme mostrado na Fig. 8, no início de cada período de impulso do sinal de RF, a rotina do circuito de controlo pode ser definida para obter um primeiro estado para a aquisição de dados antes do início da ação de corte. 0 primeiro estado corresponde a uma porção de aquisição de informação curta tacq para detetar a impedância da carga na extremidade distai da sonda. Durante esta porção, o limite de corrente inicial para a saída da fase de síntese de RF na ausência de quaisquer dados de impedância do tecido válidos, corresponde à corrente esperada sem conexão do tecido à sonda. 0 primeiro estado corresponde à porção de aquisição de dados do impulso, em que o limite de tensão de iniciação do corte Vumit está definido como elevado, por exemplo, 305 Vrms, e o limite de corrente Iumit está definido como Vlimit/Xc em que Xc ê a impedância do cabo de alimentação. Esta é uma definição conservadora que garante que, independentemente da impedância do tecido, a fronteira da curva de carga não é transporta. Numa abordagem alternativa (preferida) , o limite de corrente Iumit é definido no valor correspondente para a corrente esperada no gerador, onde a fronteira do limite de tensão da curva de carga interseta com a fronteira do limite de potência. Neste caso, a corrente-alvo pode ser calculada como It = PpkViimit/ em que Ppk é o limite de potência intraimpulso e Vumit é o limite de tensão definido. 0 limite de corrente I limit pode ser calculado como

em que Vumit ê o limite de tensão definido, Jt é a corrente-alvo, e Xc representa uma capacitância em paralelo composta associada ao canal de RF. Ã medida que a energia de RF é fornecida à sonda, a rotina do circuito de controlo está preparada para adquirir (por exemplo, a partir de uma pluralidade de pontos de aquisição de dados) a informação da corrente e da tensão detetadas a partir de um detetor de sinal de RF. Periodicamente, por exemplo, a cada 10 ms, a informação adquirida pode ser usada para calcular um valor da resistência na ponta do instrumento usando um valor para a capacitãncia em paralelo composta do elemento mencionada acima, por exemplo, usando a fórmula

A resistência do tecido calculada é usada, por sua vez, para calcular uma corrente de tecido desejada, por exemplo, usando a fórmula

e daí para atualizar dinamicamente o limite de corrente de modo a restringir a corrente na ponta do instrumento num intervalo desejado durante o resto da porção ON do impulso, isto é, a porção de iniciação do corte e a porção de continuação do corte. 0 limite de corrente pode ser definido com a fórmula

Um resultado da atualização do limite de corrente desta forma será limitar a potência fornecida a Pset no intervalo de impedâncias de tecido definido na curva de carga. A Fig. 9 ilustra esta subrotina do circuito de controlo em mais detalhe.

Nesta forma de realização, depois da porção de aquisição de dados, o controlador está preparado para produzir um segundo estado, que corresponde a uma porção de iniciação do corte do impulso. Nesta forma de realização, a porção de iniciação do corte tem um limite de tensão definido Vini que é igual à porção de aquisição de dados, isto é, 305 Vrms. A rotina do circuito de controlo pode ser programada para manter um limite de tensão de iniciação do corte para um período de tempo predeterminado t±η±, que pode corresponder a um múltiplo do período da rotina do circuito de controlo.

Quando o controlador do microprocessador determinar que a duração de tempo predeterminada tini decorreu, a rotina do circuito de controlo está preparada para produzir um terceiro estado para continuar a ação de corte. 0 terceiro estado corresponde a um limite de tensão de continuação do corte Vsus para o impulso, que está definido para um valor inferior do limite de tensão de iniciação do corte, por exemplo, 5 À a 10 À inferior a ν±η±, por exemplo, 290 Vrms. A rotina do circuito de controlo pode monitorizar a energia acumulada fornecida por cada impulso. A energia acumulada é determinada utilizando a informação de corrente e de tensão a partir do detetor de sinal de RF obtido em cada período da rotina do circuito de controlo de forma a calcular uma quantidade de energia fornecida durante esse período do circuito de controlo. A energia acumulada ao longo das medições N (istoé, pontos de aquisição de dados) pode ser expressa como

em que Vn é a tensão medida do n.° ponto de aquisição de dados, In é a corrente medida do n.° ponto de aquisição de dados, e τ é a duração entre cada ponto de aquisição de dados.

Utilizando esta informação, a duração tsus da porção de continuação do corte de cada impulso pode ser controlada automaticamente para garantir que a energia fornecida pelo impulso como um todo não supera um limiar predeterminado. Se a rotina do circuito de controlo determinar que a energia acumulada atinge ou excede um limiar predeterminado, a rotina do circuito de controlo está disposto para produzir um quarto estado para interromper a ação de corte. 0 quarto estado corresponde portanto a uma porção OFF do impulso. Efetivamente, o circuito de controlo controla dinamicamente o ciclo de funcionamento por cada impulso para garantir um limite consistente para o fornecimento de energia pela pluralidade de impulsos. A duração t0FF da porção OFF varia portanto com as alterações na duração tsus da porção de continuação do corte, de forma a manter um período de impulso total T constante. 0 circuito de controlo pode estar preparado para limitar a duração da porção ON (isto é, as porções de iniciação do corte e de continuação do corte) de cada impulso para um valor máximo. Isto assegura que a porção OFF tem sempre, pelo menos, uma duração certa, como, por exemplo, 40 ms. 0 princípio de funcionamento de uma fase de sintetizador de RF que é uma forma de realização da invenção é descrito abaixo, relativamente à Fig. 1. A fonte de energia primária para as fases de conversão de potência é uma alimentação c.c. fixa de tensão 1, que pode ser concretizada por rede elétrica para uma fonte de alimentação comutada de tensão c.c. Esta é colocada em cascata por um conversor de tensão c.c. para c.c. 2 que consegue regular a tensão de saída em resposta a uma entrada 3 do sinal de modulação da largura do impulso para o conversor c.c. para c.c. 2. A tensão de saída c.c. variável do conversor c.c. para c.c. 2 é depois invertida eletricamente por um Inversor de RF de 400 kHz 4 para criar uma forma de onda de 400 kHz, quadrada, de 50 % do ciclo de funcionamento, que varia em relação direta com a saída de tensão c.c. da precedente fase 2 do conversor c.c. para c.c. Uma disposição em ponte dos transístores é particularmente vantajosa para minimizar a assimetria da forma de onda de um meio ciclo para o seguinte e que, por sua vez, resulta em harmónicos de ordem par quase zero.

Consequentemente, esta forma de onda quadrada de 400 kHz compreende componentes de Fourier da n.° ordem, incluindo uma onda sinusoidal primária em 400 kHz e harmónicos ímpares, com a amplitude a diminuir como recíproca da ordem de harmónicos, (isto é, 1, 1/3, 1/5, 1/7 . ..) . A resposta transiente do envoltório de saída da forma de onda 400 kHz em resposta a alterações da solicitação é otimizada para minimizar a armazenagem do reservatório de energia na saída do conversor c.c. para c.c. 2. Para promover a este objetivo, o transístor que comuta o conversor c.c. para c.c. 2 está sincronizado com o do Inversor de RF 5 e funciona o mais próximo possível da frequência do Inversor de RF 4. Deve ser tido em conta que, em termos gerais, os constrangimentos da perda de comutação no Inversor de RF 4 são inferiores aos do conversor c.c. para c.c. 2, visto que o primeiro apenas opera num ciclo de funcionamento, o que permite minimizar as perdas de comutação. Mesta forma de realização, a fase do conversor c.c. para c.c. opera a 200 kHz com sincronia com o Inversor de RF de 400 kHz 4. 0 teor de harmónicos na saída do Inversor de RF 4 é reduzido adicionalmente pelo Filtro de Harmónicos 5 que está implementado por uma combinação de uma série de filtros LC de passa-banda e um filtro de camadas LC em paralelo. Esta combinação permite reduzir o teor de harmónicos para as altas e as baixas impedâncias presentes nos polos da lâmina de RF 6 e também para as impedâncias intermédias. É um requisito das normas para dispositivos médicos reconhecidas internacionalmente sobre os sistemas eletrocirúrgicos que o doente seja submetido a uma ligação de baixa impedância mínima aos circuitos diferentes daqueles concebidas para ligar diretamente ao doente. Por exemplo, não mais de 1 Â da potência para tratar o doente num sistema bipolar deve ser dissipado por conexão ao potencial de terra local. A fase de Transformador de

Isolamento 7 é deste modo ubíqua e, nesta forma de realização, também funciona como "caixa de velocidades" para corresponder às tensões mais elevadas (de cerca de 300 Vrms) necessárias para a geração de plasma de RF às tensões de síntese mais baixas e adequadas (de cerca de 110 Vrms para a saída do componente de Fourier fundamental a partir do Inversor de RF 4).

Um pré-requisito adicional das normas de dispositivo é que as ligações ao doente devem ser acopladas através de condensadores. Estes impedem que a carga c.c. líquida flua através do tecido do doente em resposta à aplicação de uma forma de onda c.a. Esta situação pode surgir se a carga se tornar não linear com polaridade. As cargas de plasma e arco são conhecidas por resultarem numa retificação parcial das correntes aplicadas. Tanto a saída do Transformador de Isolamento 7 como a entrada para um transformador do Sensor de Tensão de RF 8 são acopladas à saída do gerador de RF através de condensadores em série. A corrente de RF que passa em paralelo de polo a polo do Cabo Acessório 9, mais a corrente que sai através da Lâmina de RF 6 para o tecido é detetada por um Sensor de Corrente de RF 11.

Os sinais do Sensor de Corrente de RF 11 e do Sensor de Tensão de RF 8 são processados em circuitos duplicados da seguinte forma. Numa primeira fase o sinal de RF c.a. é retificado nos retificadores Ativos 12a, 12b com distorção mínima, usando uma disposição de amplificador similar à publicada por Analog Devices Incorporated. As resistências de precisão são usadas para garantir a obtenção da correspondência de meio-ciclo a meio-ciclo. É possível obter os pacotes de resistência com correspondência de 0,05 À de resistência para resistência que são ideais para esta aplicação.

Os sinais retificados de onda completa são depois filtrados nos Filtros Passa-Baixo 13a, 13b para remover os componentes de RF, o que resulta em dois sinais, respetivamente representativos do envoltório de amplitudes da tensão de RF e da corrente de RF. Devido à baixa distorção de harmónicos na corrente de RF e na tensão de RF alimentadas no Cabo de RF 9, estes níveis de sinais médios são representativos da Raiz Média Quadrada (rms) e dos valores de pico, assumindo fatores de escala apropriados (Vpk x 2/π = Vaverage e Vpk/V2 = Vrms).

As saídas de sinal dos Filtros Passa-Baixo (13a, 13b) são alimentadas às entradas do (i) Conversor Digital para Analógico (ADC, na siga inglesa) 14a, 14b da Unidade MicroControladora (MCU, na sigla inglesa) 14; e (ii) aos Amplificadores de Erro 15a, 15b da primeira fase para o Controlador PWM 16 do Conversor c.c. para c.c. 2.

Dado o conhecimento prévio da impedância reativa Xc do Cabo Acessório 9, e os sinais atualizados dinamicamente proporcionais aos valores rms da corrente de RF e de tensão de RF alimentadas ao cabo Acessório 9, a Unidade de Processamento Matemático e Algorítmico 14c consegue calcular dinamicamente a corrente rms que passa através do tecido desde a conexão da Lâmina de RF 6, com uma dada tensão de RF aplicada. A impedância da carga é calculada pela Unidade de Processamento Matemático e Algorítmico 14c do MCU 14, o que permite deduzir a corrente necessária na Lâmina de RF 6, com base na curva de carga publicada para o acessório cirúrgico montado (ver Fig. 3). A corrente de entrada necessária do Cabo Acessório 9 para obter a corrente da Lâmina de RF 6 pretendida é calculada dinamicamente e carregada no canal do Conversor Digital para Analógico (DAC, na sigla inglesa) para o limite de corrente 14d. Durante o tratamento, o canal DAC para o limite de tensão 14e é definido estaticamente no valor de teto pela curva de carga acessória selecionada. Pode ser vantajoso aumentar gradualmente o canal DAC para o limite de tensão 14e em condições transientes, como na borda frontal de um impulso ou em resposta a uma condição de tecido anormal detetada. Estas não fazem parte da conceção de circuito de controlo descrita na presente divulgação. A primeira etapa dos Amplificadores de Erro 15a, 15b compara a saída média de corrente de RF e da tensão de RF com os valores limite definidos pelos canais DAC 14d, 14e e as saídas destes amplificadores são configuradas por díodos em OR através dos díodos 17a, 17b. Portanto, o Controlador PWM 16 é apresentado com um sinal de Solicitação Composta 18 que apenas aumenta quando os níveis tanto de tensão de RF como de corrente de RF estão abaixo dos níveis de limite definidos pelos DAC MCU 14d, 14e.

Alguns Controladores IC são orientados para proporcionar quer uma maior profundidade de modulação em resposta a um sinal de entrada (solicitação) crescente; enquanto outros proporcionam uma menor profundidade de modulação em respostas a um sinal de entrada crescente (intensidade de saída). Nesta forma de realização, o Controlador PWM 16 tem a sua referência de tensão interna 16a ligada a uma entrada negativa do amplificador de erro interno 16b, de modo que um sinal Solicitação Composta crescente aumente a modulação aplicada na entrada 3 do conversor c.c. para c.c. 2 .

Portanto e em suma, a saída do conversor c.c. para c.c. 2 apenas aumenta quando os níveis tanto de tensão de RF como de corrente de RF estiverem abaixo dos níveis limite definidos pelos DAC MCU. De uma forma geral, um parâmetro está exclusivamente em controlo como uma função da impedância do tecido de RF, excetuando a intersecção da fronteira de potência constante e a fronteira de tensão constante na curva de carga publicada.

Um exemplo de um instrumento eletrocirúrgico 100 que pode ser usado como uma sonda numa forma de realização da invenção será agora descrito com referência às Fig. 4 a 7. 0 instrumento compreende uma capa 102 que tem uma ponta de instrumento 104 conectada à sua extremidade distal. A capa 102 é feita de um material polimérico flexível (por exemplo, Pebax®) que possui nervuras dispostas axialmente (por exemplo, de metal) encapsuladas na mesma. Este sistema forma um sistema de torque estável. As nervuras podem não se estender até à extremidade distai da capa, introduzindo uma distância de segurança (por exemplo, não inferior a 1 mm) segundo medição ao longo do eixo longitudinal entre a extremidade da nervura e a extremidade proximal da ponta do instrumento de forma a evitar qualquer risco de aquecimento das nervuras em resultado da condutância capacitiva durante a utilização da energia de micro-ondas. Uma capa sem nervura pode estar disposta ao longo deste intervalo de distância de segurança. Esta disposição também evita que duas placas da linha de transmissão planar ou que dois condutores na linha de transmissão coaxial fiquem em curto-circuito ou conectados. A estrutura de nervuras permite que o torque aplicado na extremidade proximal da ponta seja transformado com precisão em movimento rotativo da ponta do instrumento 104. Para conveniência, a capa 102 é mostrada como transparente nos desenhos para permitir a ilustração dos seus componentes internos. Em formas de realização práticas, a capa pode ser opaca. A ponta do instrumento 104 compreende um bloco dielétrico 106 que possui camadas de metalização 105, 107 nas suas superfícies superior e inferior. As camadas de metalização correspondem ao primeiro e ao segundo elementos condutivos da invenção. As camadas de localização são separadas pela espessura do bloco dielétrico 106 para formar uma estrutura espatulada radiante bipolar.

As camadas de metalização podem ser formadas a partir de condutores com pontos de fusão elevados com, por exemplo, W ou Ti. Nesta disposição, os condutores de ponto de fusão inferior podem ser depositados em redor das regiões em que o cabo coaxial conecta com a linha de transmissão planar de placas paralelas para facilitar a soldadura da disposição coaxial à linha de transmissão planar. Os condutores de ponto de fusão inferior podem ser prata (Ag) ou Ouro (Au).

Conforme visto claramente na Fig. 5, a extremidade distal do bloco dielétrico é formado numa forma curva, por exemplo, parabólica. Esta forma é preferida para que o instrumento não apresente arestas cortantes nas bordas exteriores e para permitir a utilização em múltiplas direções de curso. Estas arestas cortantes podem ser inconvenientes quando o instrumento for utilizado em ambientes com estruturas de tecido delicadas, como o trato gastrointestinal, onde a parede do intestino é muito fina. A capa 102 define um lúmen que porta um cabo de alimentação coaxial flexível e uma estrutura de fornecimento de fluido. Nesta disposição, a estrutura de fornecimento de fluido inclui uma passagem formada por um espaço no lúmen em redor do cabo de alimentação flexível 108 e uma agulha retrátil 110. A capa 102 porta um fio de controlo 112 para tanto protrair e retrair a agulha 110. 0 condutor interior 114 do cabo de alimentação coaxial 108 protrai da extremidade distal do cabo de alimentação coaxial 108 e está unido eletricamente (por exemplo, usando solda) à camada superior 105 de metalização (primeiro elemento condutivo). 0 condutor exterior do cabo coaxial 116 está eletricamente acoplado à camada inferior de metalização 107 (segundo elemento condutivo) por uma terminação nervurada 118. A terminação nervurada 118 compreende uma parte tubular que está eletricamente unida ao condutor exterior e a uma parte de placa 10 9 que se estende distalmente que encaixa sob o bloco dielétrico 106 e que está conectada eletricamente à camada inferior 107 de metalização.

Nesta disposição, uma peça conformada de material dielétrico 120 está ligada à superfície inferior do bloco dielétrico. Pode estar preso na camada inferior 107 de metalização. 0 lado inferior da peça conformada de material dielétrico 120 possui uma configuração particularmente adequada para utilizar em procedimentos realizados no trato gastrointestinal. Na direção longitudinal, a peça conformada de material dielétrico 120 compreende uma parte distai que gradualmente estreita (por exemplo, numa forma curva) no sentido do bloco dielétrico 106. Esta parte do instrumento está na proximidade íntima do tecido a tratar durante a utilização como, por exemplo, a parede intestinal, a parede do esófago, a veia porta ou o dueto pancreático. Ao apresentar uma superfície curva desta forma, a perfuração indesejada na parede intestinal ou a parede do esófago ou danos da veia porta e do dueto pancreático pode ser evitada.

Como pode ser visto mais claramente na Fig. 5, a superfície inferior da peça conformada de material dielétrico 120 possui um canal reentrante que se estende longitudinalmente 122. 0 canal reentrante define um caminho de acesso para a agulha retrátil 110. A natureza reentrante do canal significa que o caminho de acesso está flanqueado em ambos os lados por junções 124 que se estendem longitudinalmente da peça conformada do material dielétrico. 0 corpo dielétrico 106 e a peça conformada de dielétrico 120 podem ser formados numa peça, isto é, como um corpo unitário. 0 corpo unitário pode ter uma ranhura planar (por exemplo, cortada) formada no mesmo para receber um material condutivo para formar uma camada inferior de metalização (segundo elemento condutivo). A espessura da ranhura e portanto a camada inferior da metalização pode ser 0,1 mm ou mais, mas preferencialmente não mais de 0,2 mm. 0 tamanho geral do instrumento pode ser tal que se torna adequado para a inserção através do canal de instrumento de um endoscópio. Portanto, o diâmetro exterior da capa pode ser 2,8 mm ou menos, por exemplo, 2,7 mm. A discussão detalhada anterior refere-se ao fornecimento da forma de onda de RF a partir da sonda. 0 aparelho eletrocirúrgico também está disposto para fornecer a energia de frequência de micro-ondas da mesma forma exposta na GB2 486 343. A energia de micro-ondas é fornecida usando um perfil de onda contínuo e o nível de potência média preferido fornecido na extremidade distai da sonda (isto é, ponta do instrumento) é 8 W a 5,8 GHz.

DOCUMENTOS REFERIDOS NA DESCRIÇÃO

Esta lista de documentos referidos pelo autor do presente pedido de patente foi elaborada apenas para informação do leitor. Não é parte integrante do documento de patente europeia. Não obstante o cuidado na sua elaboração, ο IEP não assume qualquer responsabilidade por eventuais erros ou omissões.

Documentos de patente referidos na descrição • GB 24S6343 A [0005] [0008] [0106] • US 2003139741 A [0006] • EP 1658817 A [0007] • GB 2472972 A [0097]

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Um aparelho eletrocirúrgico para ressecção de tecido biológico, com o aparelho a compreender: um gerador de sinal de radiofrequência (RF) (4, 5) para gerar uma forma de onda de RF que tem uma primeira frequência; uma sonda (100) preparada para fornecer a forma de onda de RF de uma extremidade distai da mesma; uma estrutura de alimentação (9) para transmitir a forma de onda de RF à sonda ao longo de um canal de RF; um detetor de sinal de RF (8, 11) para amostrar a tensão e a corrente no canal de RF e gerar com isso um sinal de deteção de RF indicativo da corrente e da tensão; e um controlador (14, 16) em comunicação com o detetor de sinal de RF para receber o sinal de deteção de RF, em que o gerador de sinal de RF está preparado para fornecer a forma de onda de RF como uma pluralidade de impulsos de sinal de RF, cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF a ter um limite de potência e uma duração de impulso predeterminados, e caracterizado por o controlador estar preparado para: monitorizar, com base no sinal de deteção de RF, a energia acumulada no tecido biológico durante a duração de impulso de cada um dos impulsos da pluralidade de impulsos de sinal de RF, e controlar o perfil de cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida por esse impulso de sinal RF ao tecido biológico durante a sua respetiva duração de impulso abaixo de um valor-alvo.
2. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 1, em que o controlador está preparado para controlar a duração da porção ON de cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF para manter uma potência média fornecida por esse impulso de sinal de RF ao tecido biológico durante a sua respetiva duração de impulso abaixo de um valor-alvo.
3. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 1 ou 2, em que o controlador compreende um microprocessador digital (14) programado para emitir um sinal de controlo de RF para o gerador de sinal de RF, em que o perfil de cada impulso de sinal RF é controlado com base num estado do sinal de controlo de RF.
4. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com reivindicação 3, em que o estado do sinal de controlo de RF pode ser determinado por um circuito de controlo, executado repetidamente durante a duração de impulso em cada impulso de sinal de RF.
5. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que a duração de impulso inclui uma porção OFF em que não é fornecida qualquer potência.
6. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o controlador está preparado para fazer com que cada um da pluralidade de impulsos de sinal de RF inclua: uma porção de iniciação do corte durante a qual o controlador define um limite de tensão de iniciação do corte para o respetivo impulso de sinal de RF, e e uma porção de continuação do corte durante a qual o controlador define um limite de tensão de continuação do corte para o respetivo impulso de sinal de RF, em que o limite de tensão de continuação do corte é inferior ao limite de tensão de iniciação do corte, e em que a porção de continuação do corte se sucede à porção de iniciação do corte.
7. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 6, em que a porção de iniciação do corte de cada impulso de sinal de RF tem uma duração fixa.
8. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 6 ou 7, em que o controlador está preparado para controlar a duração da porção de continuação do corte para manter a potência média fornecida pelo seu respetivo impulso de sinal de RF ao tecido biológico abaixo do valor-alvo .
9. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 8, em que o controlador está preparado para interromper a porção de continuação do corte se a energia acumulada monitorizada superar um limiar predeterminado.
10. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o limite de potência predeterminada de cada impulso de sinal de RF é mais que três vezes superior ao valor limite para a potência média fornecida por esse impulso de sinal de RF.
11. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que o valor-alvo para a potência média fornecida por cada impulso de sinal de RF é 35 W ou inferior.
12. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação interior que inclui um gerador de sinal de micro-ondas para gerar energia de frequência de micro-ondas que possui uma segunda frequência maior que a primeira frequência, em que estrutura de alimentação compreende um canal de RF para conectar a sonda ao gerador de sinal de RF e urn canal de micro-ondas para conectar a sonda ao gerador de sinal de micro-ondas, e em que o canal de RF e o canal de micro-ondas compreendem trajetórias de sinal fisicamente separados desde o gerador de sinal de RF e do gerador de sinal de micro-ondas, respetivamente, para permitir que a energia de forma de onda de RF e de frequência de micro-ondas seja fornecida seletivamente em simultâneo ou separadamente à sonda.
13. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com a reivindicação 12, que inclui detetores de sinal de micro-ondas para amostrar a potência emitida e refletida no canal de micro-ondas, em que o controlador está em comunicação com os detetores de sinal de micro-ondas para obter um sinal de deteção de micro-ondas indicativo da potência de micro-ondas fornecida pela sonda, e que está preparado para emitir um sinal de controlo de micro-ondas para o gerador de sinal de micro-ondas, em que o perfil da energia da frequência de micro-ondas fornecido pelo gerador de micro-ondas é controlável com base num estado do sinal de controlo de micro-ondas.
14. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que a sonda possui um diâmetro exterior inferior a 2,8 mm.
15. Um aparelho eletrocirúrgico de acordo com qualquer reivindicação anterior, em que a sonda (100) compreende: uma ponta de instrumento que compreende um corpo planar (106) feito de um primeiro material dielétrico que separa um primeiro elemento condutivo (105) numa primeira superfície do mesmo de um segundo elemento condutivo (107) numa segunda superfície do mesmo, com a segunda superfície orientada na direção oposta da primeira superfície; um cabo de alimentação coaxial (108) que compreende um condutor interno (114), um condutor externo (116) coaxial com o condutor interno e um segundo material dielétrico a separar os condutores interno e externo, com o cabo de alimentação coaxial ligado à estrutura de alimentação para transmitir a forma de onda de RF à ponta do instrumento; e um invólucro protetor (120) que compreende uma terceira peça de material dielétrico montado para cobrir a parte inferior da ponta do instrumento, em que o condutor interno está ligado eletricamente ao primeiro elemento condutivo e o condutor externo está ligado eletricamente ao segundo elemento de corte para permitir que a ponta do instrumento receba a forma de onda de RF, em que o primeiro e o segundo elementos condutivos estão preparados para atuar como elétrodos ativo e de retorno para emitir a forma de onda de RF ao tecido desde uma porção lateral distal do corpo planar, e em que o invólucro protetor tem uma superfície inferior convexa de contorno liso que se distancia do corpo planar.