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

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

ANTECEDENTES Campo de la técnica

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

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

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

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

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

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

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

Por tanto, es necesaria una configuración de electrodos de radiofrecuencia que pueda conseguir volúmenes de ablación en el rango de 4 a 6 cm de diámetro o más con el objeto de tratar adecuadamente grandes tumores cancerosos en el cuerpo, para destruir de forma efectiva el tumor y combatir la propagación de las células cancerosas. Además, es necesario que dicho sistema de electrodos tenga una geometría simple, un bajo número de inserciones en el...

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

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

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

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

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

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

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

circuitos (276) de restricción de corriente incluye:

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

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

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

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

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

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

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

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

10 electrodo (101, 102, 103) se puede colocar de forma discreta e individual en un paciente.

8. El sistema de acuerdo con una de las reivindicaciones 1-6, donde el mecanismo (240) de conmutación está dispuesto según datos de impedancia y temperatura determinados por el controlador (217).