ES2210403T3 - Sistema que emite una energia a frencuencia elevada para cateter de electrodos multiples. - Google Patents

Abstract

SE DESCRIBE UN SISTEMA DE ABLACION DE RADIOFRECUENCIA, EN EL CUAL PUEDE CONTROLARSE DE FORMA DINAMICA LA POTENCIA, EL VOLTAJE O LA TEMPERATURA ENVIADOS A MULTIPLES ELECTRODOS, Y EN EL CUAL LOS ELECTRODOS PUEDEN SER SIMULTANEAMENTE ENERGIZADOS EN FASE ENTRE SI PARA OBTENER UN ESQUEMA DE LESION DESEADO. EL SISTEMA INCLUYE UN CATETER DE ABLACION DE MULTIPLES ELECTRODOS, PRESENTANDO CADA ELECTRODO UN DETECTOR DE TEMPERATURA ASOCIADO DE FORMA OPERATIVA CON EL. CADA ELECTRODO ES ENERGIZADO POR SU PROPIO AMPLIFICADOR DE RF, Y TODOS LOS ELECTRODOS SE COLOCAN EN FASE ENTRE SI MEDIANTE UN OSCILADOR DE ONDA SENOIDAL COMUN. UNA RED DE RETROALIMENTACION CONTROLA EL GRADO DE AMPLIFICACION DE LOS AMPLIFICADORES DE RF SEPARADOS. SEGUN OTRO ASPECTO DE LA INVENCION, SE DESCRIBE UN DISPOSITIVO DE SUMINISTRO DE ENERGIA MODULAR QUE PUEDE CONFIGURARSE PARA CONTROLAR DE FORMA DINAMICA LA POTENCIA, EL VOLTAJE O LA TEMPERATURA ENVIADOS A MULTIPLES ELECTRODOS DE UN DISPOSITIVO DE ABLACION MULTIPOLAR. UN NUMERO ARBITRARIO DE ELECTRODOS PUEDE SER SIMULTANEAMENTE ENERGIZADO EN FASE ENTRE SI, PARA OBTENER UN ESQUEMA DE LESION DESEADO UTILIZANDO EL SUMINISTRO DE ENERGIA MODULAR, SUMINISTRANDO UN NUMERO SUFICIENTE DE MODULOS DESMONTABLES.

Description

Sistema que emite una energía a frecuencia elevada para catéteres de electrodos múltiples.

Campo de la invención

Esta invención se refiere a catéteres de electrodos y, en particular, a una disposición de fuente de alimentación para suministrar simultáneamente energía monofásica a una multiplicidad de electrodos de un catéter de electrodos.

Antecedentes de la invención

Las arritmias cardíacas se conocen comúnmente como latidos irregulares del corazón o corazón acelerado. Dos de esas irregularidades del ritmo cardíaco son el síndrome Wolff-Parkinson-White y la taquicardia por reentrada nodal AV. Estas condiciones están provocadas por un filamento de materia extraña de fibra muscular en el corazón, que proporciona un camino cortocircuitado anormal a los impulsos eléctricos que existen normalmente en el corazón. Por ejemplo, en un tipo de síndrome Wolff-Parkinson-White, el camino adicional provoca que los impulsos eléctricos que normalmente viajan desde la cámara superior a la cámara inferior del corazón, sean realimentados a la cámara superior. Otro tipo común de arritmia cardiaca es la taquicardia ventricular (VT), que puede ser una complicación de un ataque al corazón o una reducción del suministro de sangre a una zona de músculo cardíaco. Este último tipo de arritmia cardiaca constituye un tipo de arritmia que puede amenazar la vida.

La fibrilación auricular (AF) constituye el tipo de arritmia que ocurre con más asiduidad. Se encuentra asociada con una mortalidad incrementada, debido a una mayor incidencia de sucesos tromboembólicos y peligros hemodinámicos. En pacientes con AF discapacitante resistente a medicamentos, se puede controlar la respuesta ventricular mediante ablación por catéter o modificación de la región nodal auriculo-ventricular, pero este procedimiento es paliativo dado que la AF y sus riesgos asociados son persistentes. Se pueden utilizar marcapasos para prevenir la recurrencia de la AF paroxística mediante, bien previniendo la bradicardia sinusoidal que dispara la AF, bien reduciendo el retraso en la conducción interauricular.

Se prefieren los procedimientos no quirúrgicos tales como el tratamiento con medicamentos para el tratamiento de arritmias cardiacas. Sin embargo, algunas arritmias no son tratables con medicamentos, por ejemplo, la AF discapacitante resistente a medicamentos, requiriéndose cirugía previa. De acuerdo con estos procedimientos, se realizan varias incisiones en el corazón para bloquear las vías de conducción y así dividir el área auricular disponible para la reentrada múltiple de ondas e impedir la arritmia. Alternativamente, se puede implantar al paciente, mediante cirugía, un desfibrilador/cardioversor implantable automático (AICD), como se describe en la patente U.S. No. 4,817,608 de Shapland et al. Aunque estos procedimientos quirúrgicos son curativos, están asociados a unos porcentajes incrementados de mortalidad y son extremadamente caros. Incluso el uso de un AICD requiere una intervención quirúrgica de importancia. Sin embargo, los pacientes de avanzada edad o enfermedad, por ejemplo, no pueden soportar la cirugía invasiva para extirpar el foco de la taquicardia que causa la arritmia.

Se han desarrollado técnicas no quirúrgicas mínimamente invasivas que se utilizan para localizar las regiones cardiacas responsables de la taquicardia y, también, para deshabilitar el funcionamiento en cortocircuito de esas áreas. De acuerdo con estas técnicas, se aplican descargas de energía eléctrica al endomiocardio para extirpar tejido cardíaco situado en la región generadora de arritmia y producir cicatrices que interrumpan las vías de conducción de reentrada. Las regiones que van a ser sometidas a ablación son determinadas primero, usualmente mediante técnicas de mapeo endocardíaco. El mapeo, conlleva, típicamente, introducir percutáneamente un catéter de electrodos en el paciente, hacer pasar el catéter de electrodos a través de un vaso sanguíneo (por ejemplo la aorta o la vena femoral) hasta dentro de la zona endocardiaca (por ejemplo la aurícula o el ventrículo del corazón) e inducir una taquicardia, de forma que se pueda realizar un registro simultáneo continuo con un grabador multicanal en diversas posiciones endocardiacas diferentes.

Cuando se localiza un foco de taquicardia, resultado del registro de un electrocardiograma, se marca por medio de una imagen de modo que se pueda realizar la ablación de las arritmias cardiacas en las zonas localizadas. Un catéter de electrodos convencional proporciona descargas de energía eléctrica sobre el tejido adyacente al electrodo para provocar una lesión en el tejido. Una o más lesiones situadas adecuadamente crearán una región de tejido necrótico que deshabilitará la disfunción causada por el foco de taquicardia.

Las técnicas convencionales de ablación por catéter han empleado catéteres que contienen un único electrodo acoplado en la punta, que constituye un polo eléctrico. El otro polo eléctrico se provee, convencionalmente, en forma de una placa que se pone en contacto con una parte externa del cuerpo del paciente para formar un acoplamiento capacitivo de la fuente de energía de ablación (DC. láser. RF. etc.). Se conocen otros catéteres de ablación dotados de múltiples electrodos, como los catéteres divulgados en las patentes U.S. Nos. 5.239.999 de Imran y 4.940.064 y 5.383.917, ambas de Desai.

La ablación se realiza mediante la aplicación de energía a los electrodos del catéter una vez que los electrodos están en contacto con el tejido cardíaco. La energía puede ser, por ejemplo, RF, DC, ultrasonidos, microondas o radiación láser. Por lo que respecta a las técnicas de ablación DC y RF, se prefiere la ablación RF porque no requiere que el paciente sea anestesiado y produce lesiones más discretas y localizadas. Además, se evitan lesiones que pudieran ser causadas por alto voltaje, por ejemplo, una descarga DC. Cuando se comunica energía RF desde la punta distal de un catéter de electrodos estándar y una placa posterior, se produce un efecto de calentamiento por RF localizado. Esto crea una lesión discreta y bien definida, ligeramente mayor que la punta de electrodo.

El pequeño tamaño de las lesiones producidas mediante la ablación RF se ha tomado como una de las limitaciones de esta técnica. A menos que el electrodo tenga una región de contacto grande, la lesión creada mediante la técnica RF simple comunicada a través de un catéter de electrodos estándar puede no ser lo suficientemente grande para realizar la ablación de suficiente tejido como para bloquear la taquicardia ventricular, por ejemplo, dado que el área de la punta del electrodo es habitualmente de alrededor de sólo 0,3 mm^{2}, mientras que la zona de la VT sólo se localiza, típicamente, en un radio de entre 4-8 cm^{2} en torno a la zona registrada anteriormente mediante el catéter endocardíaco de mapeo. También, ha habido intentos para proporcionar un electrodo alargado de seis, ocho, diez o incluso 12 mm de longitud para provocar lesiones más largas y para conseguir comunicar más energía al tejido. Sin embargo, la flexibilidad de las puntas de tales catéteres es reducida y, una punta de catéter más rígida incrementa el riesgo de perforación de la pared del miocardio lo que, a su vez, incrementa el índice de mortalidad en los procedimientos de ablación utilizan tales catéteres.

Se han implementado otras técnicas varias para producir lesiones más grandes y profundas, incluyendo el uso de diferentes fuentes de energía tales como ultrasonidos, microondas y láser. Otros métodos incluyen la utilización de una punta de catéter con perfusión salina, para refrigerar la interfase tejido/electrodo, de modo que se pueda aplicar más potencia.

La Patente U.S. No. 4,940,064 de Desai, divulga una aproximación particular al incremento del tamaño de la lesión. Una disposición retráctil de cuatro electrodos octogonales rodean un electrodo extremo central y se alimenta mediante una fuente de alimentación de RF convencional. Se ha visto que esta disposición produce un patrón de lesión insatisfactorio (en la forma de un signo más "+") porque zonas sustanciales localizadas entre los electrodos permanecen sin ser objeto de ablación y, el incremento de la potencia de los electrodos, sólo da como resultado una carbonización de los tejidos y una contaminación prematura de los electos por la formación de coágulos. Como solución, Desai et al. propusieron en la patente No 5.383.917 la utilización de una fuente de alimentación multi-fásica para excitar eléctricamente los electrodos periféricos desfasados con respecto a electrodos adyacentes para crear un potencial eléctrico entre electrodos periféricos adyacentes y, de esa manera, provocar la ablación en las regiones situadas entre esos electrodos adyacentes (esto es, lesiones que conectan las puntas del patrón "+" unas con otras). Esta solución hace innecesario el uso de un electrodo externo de retorno, o pasivo, porque el potencial de tierra viene dado por la punta del electrodo central, pero tienen limitaciones en relación con las dimensiones de los electrodos para conseguir una operación satisfactoria y, no produce una lesión lineal continua entre cualquiera de los electrodos. Ver col. 8, líneas 19-30 de 5.383.917.

Según otra aproximación, se dispuso una serie de electrodos a lo largo del eje de un catéter para demostrar la viabilidad de la ablación por catéter de la AF humana típica mediante la aplicación secuencial de energía de radiofrecuencia en un sistema que utiliza una placa posterior. Haissaguerre, et al., "Exitosa Ablación por Catéter de Fibrilación Auricular" J. Cardiovascular Electrophysiology, 1994, Vol. 12, No. 5:1045-1052. aunque los investigadores de este estudio lograron curar la AF del paciente, no consiguieron confirmar si las lesiones producidas en la zona de cada electrodo se unían para formar una lesión continua.

WO 95/25472 divulga un sistema de alimentación de potencia RF de canal dual para aplicar energía RF a electrodos duales de un dispositivo de ablación por RF con control independiente del nivel de potencia, frecuencia, fase y tiempo de duración de la energía RF aplicada a cada electrodo. El sistema de alimentación de potencia suministra una primera señal de RF controlada que tiene unos primeros niveles de potencia, frecuencia, fase y tiempo de duración al electrodo de un primer estilete flexible y, una segunda señal RF controlada que tiene unos segundos niveles de potencia, frecuencia, fase y tiempo de duración, al electrodo de un segundo estilete flexible. Se monitoriza la diferencia entre los niveles de potencia primero y segundo y la temperatura de un tejido situado entre el primer estilete y el segundo estilete para controlar la ablación del tejido objetivo.

Lo que se necesita en la técnica no ha sido, por tanto, hecho disponible es una disposición de fuente de alimentación para excitar una multiplicidad de electrodos, controlada e independientemente, distanciados a lo largo del extremo distal de un catéter de ablación cardiaca. También se necesita en la técnica un sistema de ablación que incorpore tal disposición de fuente de alimentación para el catéter de ablación, de forma que se puedan formar lesiones por ablación lineales, continuas y con un contorno predeterminado en el endomiocardio.

En consecuencia, es un objetivo general de la presente invención mejorar las ablaciones por catéter.

Es un objetivo de la presente invención mejorar las ablaciones por catéter cardiacas.

Es también un objetivo de la presente invención mejorar las fuentes de alimentación usadas en los procedimientos de ablación por catéter.

Es otro objetivo de la presente invención controlar el contorno de las lesiones creadas mediante ablaciones por catéter RF, incluyendo tanto la longitud como la profundidad de tales lesiones.

Es además otro objetivo de la presente invención mejorar la eficiencia de los procedimientos de ablación por catéter RF.

Es además otro objetivo de la presente invención el tratamiento de la taquicardia ventricular mediante ablaciones por catéter RF mejoradas.

Es además otro objetivo de la presente invención el tratamiento de fibrilación auricular mediante ablaciones por catéter RF mejoradas.

Estos y otros objetivos se consiguen mediante la aplicación paralela y simultánea de una fuente de potencia monofásica a una multiplicidad de polos de un catéter de electrodos de forma que se pueda controlar el voltaje, la potencia o la temperatura mientras se realiza el procedimiento de ablación.

Compendio de la invención

De acuerdo con la invención, se proporciona un sistema de ablación por radiofrecuencia para tejidos biológicos en el que se puede controlar dinámicamente la potencia, el voltaje o la temperatura de múltiples electrodos y en el que los múltiples electrodos pueden ser energizados simultáneamente y en fase para conseguir un patrón de lesión deseado. El sistema comprende un catéter de electrodos que tiene un eje que se extiende generalmente en sentido longitudinal definiendo un lumen y un conjunto de electrodos externamente conductivos conectados individualmente, dispuestos espaciados en serie a lo largo de dicho eje. El catéter de electrodos comprende adicionalmente una pluralidad de sensores de temperatura, cada uno asociado térmicamente a un electrodo diferente de dicho conjunto para proporcionar una señal de temperatura representativa de la temperatura de ese electrodo. Se conecta eléctricamente una pluralidad de amplificadores de RF, a diferentes electrodos de dicho conjunto, cada uno de dichos amplificadores de RF proporciona señales de excitación representativas del voltaje y de la corriente aplicada al electrodo al que se encuentra conectado.

Se proporciona una red de control de realimentación con esas señales junto con la señal de temperatura para el mismo electrodo. La red de control de realimentación proporciona, en respuesta a las señales de temperatura y excitación recibidas, una señal de amplificación a cada amplificador de RF. También, se proporciona un oscilador de RF de onda sinusoidal, que tiene una salida que es amplificada en fase por separado por cada uno de dichos amplificadores de RF de acuerdo con la señal de amplificación procedente de la red de control de realimentación de ese amplificador de RF, para excitar independientemente cada uno de los electrodos del conjunto de electrodos, en fase el uno con el otro.

De acuerdo con un aspecto de la invención, se proporciona un una disposición de fuente de alimentación modular para un dispositivo de ablación multipolar. La disposición de fuente de alimentación modular comprende una placa base de que incluye uno o más receptáculos adaptados para recibir un módulo, un oscilador de onda sinusoidal que tiene una salida conectada eléctricamente al receptáculo y una red de control de realimentación que (1) recibe señales de entrada desde el módulo situado en el receptáculo, (2) procesa la señales de entrada y (3) proporciona una señal de amplificación como respuesta a las señales de entrada a ese módulo. La disposición de fuente de alimentación modular comprende adicionalmente al menos un módulo conectado al receptáculo de manera desmontable. En su forma más simple, el módulo incluye un amplificador de RF, para excitar un polo en particular del dispositivo de ablación multipolar en fase con la salida del oscilador de acuerdo con la señal de amplificación procedente de la red de control de realimentación y un sensor de señal, para detectar parámetros de operación predeterminados del polo particular del dispositivo de ablación multipolar y proporcionar las señales de entrada a la red de control de realimentación. Se utilizan dos o más de tales módulos para energizar múltiples electrodos.

Se controlan múltiples electrodos por medio de la disposición de fuente de alimentación cuando se proporcionan múltiples receptáculos, o cuando se proporcionan módulos configurados para energizar múltiples electrodos, o en ambos casos. De acuerdo con una modificación de la invención, el módulo puede estar configurado con múltiples amplificadores de RF, cada uno de los cuales excita un polo diferente de un dispositivo de ablación multipolar en fase con la salida del oscilador de onda sinusoidal y de acuerdo con la señal de amplificación procedente de la red de control de realimentación. Adicionalmente, cada módulo de acuerdo con esta modificación se configura con una pluralidad de sensores de señal para detectar parámetros de operación predeterminados del dispositivo de ablación multipolar y proporcionar las señales de entrada a la red de control de realimentación.

Descripción de las figuras

La figura 1 ilustra esquemáticamente una disposición de fuente de alimentación RF para un catéter de ablación de acuerdo con la invención;

La figura 2 es una vista en forma de diagrama del extremo distal de un catéter de ablación portador de múltiples electrodos y sensores de temperatura;

La figura 3 ilustra un esquema detallado de un módulo que se inserta en la disposición de fuente de alimentación de la figura 1, estando el módulo adaptado para ser usado con un único electrodo.

La figura 4 ilustra un esquema detallado de un módulo modificado que se inserta en la disposición de fuente de alimentación de la figura 1, estando el módulo modificado adaptado para ser usado con 4 electrodos y;

La figura 5 ilustra un esquema detallado de la red de control que la figura 1.

Descripción detallada de las formas de realización preferentes

En la figura 1 se ve, a modo de vista general e introducción, una ilustración esquemática de una disposición de fuente de alimentación 100 de acuerdo con la presente invención que esta adaptada para mantener constantes la potencia, el voltaje o la temperatura de cada electrodo de un catéter de electrodos. La disposición 100 se construye preferiblemente sobre una placa base 102 e incluye un oscilador de onda sinusoidal 104, una red de control 106 y una pluralidad de receptáculos 108 adaptados para recibir placas hija o módulos 110. Cada placa hija 110 es direccionable por ordenador a través de un bus de datos y direccionamiento 114 y contiene circuitería de control de bucles de realimentación para el mantenimiento individualizado de uno o más electrodos a potencia, voltaje o temperatura constante.

Un ordenador 112 se encuentra unido funcionalmente y con intercambio de señales con el bus 114 e incluye preferiblemente software de operación adaptado para proporcionar señales de control a los electrodos 110 para controlar individualmente los electrodos de un catéter multielectrodo. El ordenador 112 también incluye preferentemente las características de entrada/salida y de software adecuados para la visualización dinámica de los valores actuales de hora, voltaje, potencia, temperatura o impedancia de cada electrodo individual, o para la de visualización de otras señales como electrocardiogramas (EKG).

El oscilador de onda sinusoidal 104 situado sobre la placa base proporciona una señal de excitación de frecuencia predeterminada, comprendida en el rango de 20 a 500 kHz a cada uno de los módulos 110, de modo que cada uno de los amplificadores de RF, que son parte de los módulos 110, de la disposición de fuente de alimentación 100 sea excitado en fase con los demás. El extremo inferior del rango de señales de excitación (esto es, en torno a 20-50 kHz) se usa, convencionalmente, a niveles de amplitud relativamente bajos para que los contactos del catéter con el endocardio se realicen sin estimular el corazón mientras se estén tomando medidas de contacto. A frecuencias más elevadas, el corazón no resulta estimulado con las las amplitudes utilizadas en el procedimiento de ablación.

La disposición de fuente de alimentación de la figura 1 tiene utilidad, por ejemplo, junto con dispositivos médicos tales como el catéter 200, cuyo extremo distal está ilustrado en la figura 2. El catéter 200 es un catéter de ablación configurado con múltiples electrodos espaciados en serie en la dirección axial del catéter. El catéter 200 se fabrica convencionalmente a partir de material de entubado biocompatible y aislante y tiene la capacidad de poder tratar con el sistema vascular. En otras palabras, es lo suficientemente flexible como para avanzar a través del tortuoso sistema vascular y, además, posee la suficiente rigidez de columna para permitir su avance.

El catéter 200 tiene un electrodo extremo 202 que ocupa los 2-4 mm distales del catéter. Convencionalmente, el electrodo extremo está hecho de platino y se acopla directamente al extremo distal del catéter 200. Alternativamente, se puede interponer un material refractario (no mostrado) entre el electrodo extremo 202 (o los otros electrodos) y el catéter 200 para prevenir que se derrita el catéter soporte durante y justo después de la aplicación de la energía de ablación al electrodo. Adicionalmente, el catéter 200 tiene electrodos anulares 204 conductores por su parte externa espaciados en serie en sentido longitudinal. En la figura 2 se ilustran tres electrodos anulares 204; sin embargo, el catéter 200 puede tener un arbitrariamente elevado número de electrodos por ejemplo, el Dr. Michel Haissaguerre ha propuesto una estructura de catéter para el tratamiento de la AF que tiene trece electrodos anulares 204 y un único electrodo extremo 202. Los electrodos anulares 204 están separados entre sí (al igual que el electrodo extremo 202) mediante zonas aislantes 206 y pueden ser de una longitud axial arbitraria. En este caso, son preferentemente de unos 2 mm de longitud en dirección axial. Aunque los electrodos anulares 204 pueden estar distanciados 1-3 mm, como se describe con más detalle en lo que sigue en relación con un sistema de ablación de acuerdo con la invención, en este caso se prefiere que estén distanciados 1 mm.

Cada electrodo 202, 204 tiene fijado un borne conductor 210 distinto que se extienden próximos a través de al menos un lumen 212 del catéter 200 hasta un conector 214 (no mostrado). También hay, asociado con cada electrodo 202, 204, un sensor de temperatura 208 dispuesto adyacente al electrodo para proporcionar una señal eléctrica indicativa de la temperatura del electrodo. El sensor de temperatura 208 puede ser un termopar, termistor o un dispositivo térmico resistivo ("RTD"). Cada sensor de temperatura 208 tiene un borne conductor 216 fijado a él que se extiende próximo al conector 214. Un cable 218 (no mostrado) aloja los bornes 210, 216 del electrodo y del sensor de temperatura, entre el extremo proximal del catéter 200 y el conector 214. El conector está emparejado con un terminal del módulo 110.

Se describe ahora, con referencia a la figura 3, la circuitería de cada módulo 110.

El módulo 110 se comunica con el ordenador 112 a través del bus de doble sentido 114 a través de una conexión eléctrica entre el módulo 110 y el receptáculo 108 de la placa base 102. Se dispone un conversor analógico-digital (DAC) 302 de manera convencional de forma que pueda ser direccionado por el ordenador 112, como resulta evidente para el experto medio en la materia. Además, el DAC 302 recibe señales digitales directamente de la red de control 106, descrita más abajo, a través de los bornes 115. El DAC 302 convierte una señal digital proveniente bien del ordenador 112, bien de la red de control 106, en una señal analógica de amplificación que se asocia a una línea de salida 304. La magnitud de la salida del DAC 302 respectivo determinara la ganancia, o grado de amplificación, de un amplificador de RF 306 particular. El nivel fijado o predeterminado de salida del oscilador 104 se amplifica mediante la ganancia variable del amplificador de RF 306 teniendo en cuenta las señales de realimentación provenientes de un electrodo asociado 202, 204, de manera que al menos el parámetro de operación deseado (por ejemplo potencia, voltaje o temperatura) se mantenga constante. Existen otras formas funcionalmente equivalentes para proporcionar una señal de control estable al amplificador de RF 306, habiéndose utilizado el DAC 302 como meramente ilustrativo de la disposición aquí preferida. Por ejemplo, un potenciómetro controlable digitalmente y comercialmente disponible, tal como un potenciómetro de elevado ancho de banda de 256 pasos y 64 bits, puede proporcionar una atenuación directa de la señal del oscilador en respuesta a las señales de realimentación, de manera sustancialmente igual a la descrita anteriormente, en lugar de utilizar el DAC 302.

La señal de amplificación de la línea de salida 304 se aplica a una entrada del amplificador de RF 306. El amplificador de RF 306 tiene además una entrada de alta impedancia para recibir una señal analógica del oscilador 104. La entrada de alta impedancia del amplificador de RF 306 aisla al oscilador 104 de la carga existente en su línea de salida de alto voltaje 308, esto es, la carga presentada por uno de los electrodos 202, 204 antes, durante y después de un proceso de ablación. El amplificador de RF proporciona una amplificación limpia de la onda sinusoidal hasta un nivel suficiente para excitar los electrodos 202, 204, por ejemplo, durante el proceso de ablación. Por otro lado, el oscilador 104 proporciona una onda sinusoidal relativamente libre de distorsiones a cada amplificador de RF 306 conectado a la disposición de fuente de alimentación 100 y, la onda sinusoidal recibida por cualquiera de los amplificadores de RF 306, está en fase con la onda sinusoidal recibida por cualquiera de los otros amplificadores de RF 306 que puedan estar conectados a la disposición de fuente de alimentación 100 a través de un módulo 110.

La línea de salida 308 del amplificador de RF se conecta con el borne eléctrico 210 de uno en particular de entre los electrodos 202, 204 a través del conector convencional 214 (no mostrado). El electrodo pasivo o de retorno, que se dispone sobre una extremidad del paciente, se conecta a la salida de bajo voltaje 310 (tierra) del amplificador de RF 306, preferentemente a través de una conexión eléctrica de la placa base 102 para asegurar que cada uno de los amplificadores de RF 306 conectados a la disposición de fuente de alimentación 100 tengan una tierra común.

Además, el amplificador de RF 306 incluye líneas de salida de detección 311 de manera que la red de control 106 pueda determinar y monitorizar dinámicamente la resistencia del tejido sometido a ablación y, en respuesta, pueda ajustar la potencia, voltaje o temperatura que se da al electrodo. Las líneas de detección 311 incluyen una señal de voltaje representativa del voltaje aplicado al electrodo y una señal de voltaje representativa de la corriente que ha pasado a través del tejido, medida a través de una resistencia conocida de bajo valor (por ejemplo 1 \Omega). La detección del voltaje se realiza, según una forma de realización preferente, mediante conversores RMS-DC que convierten las señales de voltaje pico detectadas, tras haber sido transformadas a escala adecuada para los conversores RMS-DC.

El módulo 110 tiene además un sensor de señal 312 que filtra y amplifica, por ejemplo, unas señales detectadas de relativamente bajo voltaje que serían recibidas continuamente de los sensores de temperatura 208 a través de la línea 314 suponiendo que los sensores de temperatura son termopares. Se entiende que, si se fueran a usar termistores o RTD, se proporcionaría un puente de wheatstone u otra circuitería para convertir una resistencia detectada en una señal de voltaje. De esta manera se obtiene una señal de voltaje detectado limpia, indicativa de la temperatura de un electrodo en particular, que se da como salida en la línea 316. La línea de entrada 314 del sensor de señal 312 se conecta con el borne 216 del sensor de temperatura de uno de los electrodos 202, 204 en particular, a través de un conector convencional 214 (no mostrado). La señal detectada de la línea 316 se procesa dinámicamente por la red de control 106 la cual, en respuesta, regula la fuente de alimentación 100 de modo que se mantenga constante la potencia, el voltaje o la temperatura del electrodo del cual se obtuvo la señal detectada.

Preferentemente se proporciona un sensor de señal 312 para cada sensor de temperatura 208. Sin embargo, se puede asociar un único sensor de señal 312 con los sensores de temperatura de 208 que se encuentran asociados térmicamente con diferentes electrodos 202, 204 de un catéter 200 o de otro dispositivo médico, mediante circuitería configurada para multiplexar las salidas de varios sensores de temperatura 208 hacia el sensor de señal 312 a. Dicha disposición es funcionalmente idéntica a proporcionar un sensor de señal 312 para cada par electrodo/sensor de temperatura. Además, el sensor de señal 312 a compartido puede disponerse sobre la placa base 102 para reducir el número de componentes de cualquiera de los módulos 110 (o módulo 110 a, descrito a continuación).

El módulo de la figura 3 está configurado para proporcionar señales de salida de alto voltaje a un único electrodo de ablación en la línea de salida 308 y recibir las señales detectadas por un sensor de temperatura 208 asociado con el mismo electrodo, en la línea de entrada 314. En la disposición de fuente de alimentación de la figura 1 se ilustran cuatro receptáculos 108, cada uno de los cuales está adaptado para recibir un módulo 110. Así, se pueden conectar cuatro módulos como los de la figura 3 en la placa base 102 para posibilitar el control dinámico de la potencia, voltaje o temperaturas de cuatro electrodos y la energización simultánea en fase de los mismos para conseguir un patrón de lesión deseado. La invención no se limita al uso de dichos cuatro módulos, dado que se pueden proporcionar receptáculos 108 adicionales para cualquier número deseado de electrodos.

Además, no se necesita que cada módulo 110 esté limitado a proporcionar y recibir señales de un único par electrodo/sensor de temperatura. Con referencia ahora a la figura 4, se ilustra un módulo 110 a modificado, habiéndose ilustrado las características comunes a la figura 3 con los mismos números de referencia. Cuando se inserta en la placa base 102, un único módulo 110 a permite simultáneamente proporcionar y recibir señales a y de cuatro pares electrodo/sensor de temperatura. De esta forma, el amplificador de RF 306 a puede aplicar la energía de ablación a través de la línea de salida 308 a en concordancia con las señales de amplificación procedentes de la línea de salida 304 a del DAC 302 a, mientras que el amplificador de RF 306 b puede aplicar simultáneamente energía de ablación a través de la línea de salida 308 b de acuerdo con las señales de amplificación recibidas por la línea 304 b como si se tratara de los módulos 110 conectados en receptáculos 108 distintos de la placa base 102. Sin embargo, el módulo 110 a tiene líneas de entrada y salida para 2 electrodos más. Así, un único módulo 110 a conectado en un receptáculo 108, puede acomodar tantos electrodos como cuatro módulos 110 (que ocuparían todos los receptáculos 108 de la figura 1). Si se conectaran cuatro módulos 110 a en cuatro receptáculos según la disposición de la figura 1, entonces se podrían energizar y controlar dinámicamente de manera simultánea hasta dieciséis electrodos. También son posibles las combinaciones de módulos 110 y 110 a, así como las de conexiones de módulos con circuitería para un número menor o adicional de pares electrodo/sensor de temperatura. La placa base 102 incluye preferiblemente receptáculos 108 multi-pin, adaptados para recibir módulos con capacidad para acomodar entre 1 y 10 pares electrodo/sensor de temperatura. Dado que los amplificadores de RF 306 tienen una elevada impedancia de entrada, se puede conectar un número arbitrario de amplificadores RF al oscilador de 104, dentro de los límites prácticos, para dar cobertura a un catéter con el mismo número de electrodos, distribuyéndose la energía RF a cada uno de los electrodos la energía RF en fase.

De acuerdo con un aspecto de la invención, se proporciona una disposición modular de fuente de alimentación 100, expandible mediante la mera inserción de placas hija o módulos 110 adicionales en los receptáculos 108. Se puede insertar un módulo básico 110 en cada receptáculo 108, o se puede insertar un módulo más complejo 110, etc... en uno o más receptáculos. Mediante esta disposición, se puede instalar la circuitería necesaria para el catéter proyectado 200, o para otro dispositivo médico, sobre la base de lo necesitado. Además, los módulos viejos pueden ser reemplazados o sustituidos rápidamente por unos nuevos con gran facilidad, con lo que se consiguen tales mejoras.

Cada amplificador RF proporciona un nivel fijo de amplificación sobre la base de la magnitud de la señal de amplificación conectada a la línea de salida 304 del DAC 302. La señal de amplificación conectada a la línea de salida 304 puede originarse en cualquier momento bien en la consola del ordenador 112, bien en la red de control 106, mostrada con más detalle en la figura 5. La red de control 106 comprende un bucle de realimentación de decisión que monitoriza dinámicamente las señales detectadas filtradas y amplificadas 316 procedentes del sensor de temperatura 208 de un electrodo en particular y, proporciona señales al DAC 302 de ese electrodo a través de la línea 115 que controla el grado de amplificación de RF efectuada por el amplificador de RF 306 de ese electrodo. De la misma manera, a la red de control 106 comprende un bucle de realimentación de decisión que monitoriza dinámicamente las líneas de salida de detección 311 procedentes de los conversores RMS-DC asociados con un amplificador de RF 306 particular y, similarmente, proporciona señales de control en la línea 115 para controlar el amplificador de RF 306 de ese electrodo. En la forma de realización preferente, la red de control y 106 incluye tanto software como hardware. Las partes correspondientes al software de la red de control 106 pueden implementarse en el ordenador 112.

La red de control 106 sincroniza la entrada a un conversor analógico-digital (ADC) 502 de las señales de salida 316, procedentes de los sensores de señal 312 y de las líneas de salida de detección 311 de los conversores RMS-DC de cada módulo 110, como canales separados. Estas señales de las líneas 311,316 comprenden los parámetros de operación del dispositivo de ablación multipolar, por ejemplo, el catéter 200. Dado que el reloj (no mostrado) puede ir a una velocidad substancialmente más rápida que la constante de tiempo del sistema, que está limitada por la velocidad de los sensores de temperatura y por el mismo tejido, el ADC 502 procesa la señales 326 con mayor rapidez que aquélla a la que pueden cambiar, lo que da lugar en efecto a un proceso continuo de la señales de cada electrodo del catéter de ablación 200 o de otro dispositivo médico. El ADC 502 multiplexa esas señales en un único paquete de datos representativo de los tres voltajes detectados para cada par electrodo/sensor de temperatura para su posterior procesado en el dominio digital. Los datos digitales son entonces procesados por el procesador de datos 506 que determina la impedancia instantánea del tejido R y la temperatura del electrodo del sensor de temperatura 208. La impedancia instantánea del tejido R se determina dividiendo el voltaje detectado aplicado al electrodo por la corriente que pasa a través del electrodo. Esto requiere que primeramente se calcule la corriente que pasa a través del electrodo. Esta corriente se determina por el procesador de datos 506 dividiendo la señal de voltaje representativa de la corriente que ha pasado a través del tejido por el valor de la resistencia conocida, siendo dicho valor recuperable, por ejemplo, de una memoria de datos direccionable de un ordenador, tal como la memoria de datos 512. La impedancia R real del tejido se obtiene como resultado de estos cálculos tras el calibrado pertinente de acuerdo con una escala de calibración, que puede llevarse a cabo fácilmente para este dispositivo en particular, como conoce el experto medio en la materia. La temperatura instantánea se determina a partir de la señal de voltaje de la señal convertida en la línea de salida 504 del ADC 502. Si el sensor de temperatura 208 es un termopar, la temperatura se relaciona linealmente con el voltaje DC detectado de acuerdo con las características particulares del dispositivo que se esté usando, que puede calibrarse y cuyos datos de calibración pueden ser almacenados en una memoria de datos, tal como la memoria de datos 512 que utiliza el procesador de datos 506, como se conoce por los expertos en la materia. Si el sensor de temperatura 208 es un termistor, entonces cada incremento/decremento de temperatura está relacionado linealmente con cada incremento/decremento de resistencia, respectivamente. De nuevo, el termistor particular tomado en consideración puede calibrarse y guardarse sus datos de calibración en una memoria que datos 512.

El procesador de datos 506 proporciona la impedancia determinada R del tejido a un comprador 510, por ejemplo, a través de la línea de salida 508. El comparador compara la impedancia R con los datos de la memoria de datos 512 para determinar si la impedancia ha aumentado de valor abruptamente o si es mayor que un valor umbral predeterminado. Como se conoce por aquellos expertos en la materia, cuando la impedancia del tejido sobrepasa un determinado valor, que depende de la longitud del electrodo y de si los electrodos están siendo excitados simultáneamente (por ejemplo, 200 \Omega para un electrodo de 4 mm y aproximadamente 400 a 500 \Omega para un electrodo de 2 mm), puede haber coagulación de sangre o depósitos de proteínas sobre el electrodo. Los esquemas de ablación de RF convencionales producen aumentos de impedancia tempranos en la fuente de alimentación debido a la eficiente necrosis de los tejidos y posiblemente a comienzos de formación de coágulos en los electrodos. La formación de coágulos tiene el efecto de restringir el flujo de corriente a través del endomiocardio y de limitar la profundidad de la lesión formada en él. Cuando comienza la coagulación, la impedancia tiende a aumentar abruptamente por encima del valor predeterminado para la longitud del electrodo elegido. En concordancia, si la impedancia R del tejido ha aumentado abruptamente o ha sobrepasado un valor umbral predeterminado, por ejemplo 400 \Omega, entonces se habilitan las líneas de entrada al DAC 302 del electrodo en particular en el que se ha medido la impedancia, de forma que se aplica una señal de excitación de magnitud reducida al DAC 302 de manera que se reduce la magnitud de la señal de amplificación y fijada a la línea de salida 304, con lo que se reduce la energía de ablación entregada a los electrodos en la línea 308. El DAC 302 puede ser habilitado mediante una escritura directa de la dirección o mediante un direccionamiento hecho de manera convencional. Por otro lado, si no se da ninguna de estas condiciones, entonces o bien se vuelve a aplicar la señal de excitación previa para habilitar el DAC 302 o no se realiza acción alguna. El valor particular de impedancia al que puede comenzar la formación de coágulos puede ser establecido por el operador o ajustado por un programa de ordenador sobre la base de la identificación del catéter particular que se esté usando, o de sus características de operación (longitud de electrodo, diámetro de electrodo, espaciamiento entre electrodos, material del electrodo etc).

La salida del comparador 510 se conecta a la línea 115 y puede proporcionar una señal de excitación de magnitud reducida mediante la disminución de la señal de excitación previa que puede estar almacenada en la memoria de datos 512 y la habilitación de las líneas de entrada del DAC 302. Alternativamente se puede aplicar a los electrodos una señal de excitación de magnitud incrementada si se deseara o fuera necesario mediante, por ejemplo, el incremento de la señal de excitación previa y la habilitación de las líneas de entrada del DAC 302.

Similarmente, el procesador de datos 506 proporciona la temperatura determinada a un comparador 514, por ejemplo, a través de la línea de salida 516. El comparador compara la temperatura con los datos contenidos en, por ejemplo, la memoria de datos 512 para determinar si la temperatura ha subido abruptamente, o si es mayor que un valor umbral prestablecido. Una manera de reducir el problema de la formación temprana de coágulos en los electrodos consiste en regular finamente la temperatura de ablación a justo por debajo de aproximadamente 80º centígrados. Esto también ayuda a producir lesiones mayores y más profundas y con mayor uniformidad. En consecuencia, si la temperatura se ha elevado abruptamente o sobrepasado un valor umbral establecido, por ejemplo 80º centígrados, entonces se reduce la energía de ablación entregada a los electrodos en la línea 308 como se describió anteriormente. Por otro lado, si no se da ninguna de estas condiciones, entonces o bien se vuelve a aplicar la señal de excitación previa para habilitar el DAC 302 o no se realiza acción alguna.

En operación, la disposición de fuente de alimentación 100 es configurable desde la consola del ordenador 112 según uno cualquiera de los modos voltaje, potencia o temperatura constante para proporcionar energía para un procedimiento de ablación al catéter 200 o a otro dispositivo médico. La red de control 106 monitoriza continuamente y altera dinámicamente la potencia o voltaje entregados por la temperatura detectada en cualquiera de los electrodos, dependiendo del modo de operación seleccionado, de modo que los electrodos puedan ser energizados y además controlados dinámicamente de forma simultánea de modo que permanezca constante la potencia, el voltaje o la temperatura de operación.

En el modo voltaje constante, se da una salida de voltaje definida por el usuario a cada uno de los electrodos 202, 204 y se mantiene por separado a lo largo de la ablación. Esto permite al operador controlar la profundidad de la lesión formadas por cada electrodo y proporciona un medio para enfocar la energía RF de modo que se produzca una lesión que sea, por ejemplo, más profunda en el extremo proximal que en el extremo distal. Alternativamente, este modo de operación permite la producción de una lesión más uniforme, incluso si se usan electrodos de diferentes dimensiones, tales como electrodo extremo 202 de 4 mm y electrodos anulares 204 de 2 mm. Cuando se excitan con el mismo potencial, los electrodos de diferentes dimensiones presentarán diferentes distribuciones de densidad de potencia. Así, el electrodo más grande tendrá una mayor densidad de potencia que el electrodo más pequeño, si ambos son excitados con el mismo potencial. Sin embargo, la disposición de fuente de alimentación 100 tiene en cuenta estas discrepancias del modo voltaje constante para permitir una comparativamente mayor uniformidad del perfil de la lesión que la que se podía conseguir con los actualmente conocidos sistemas de ablación por catéter.

En el modo potencia constante, la impedancia R del tejido se monitoriza dinámicamente y el voltaje aplicado a los electrodos 202, 204 se varía de acuerdo con los cambios de la impedancia R del tejido para mantener un nivel de potencia constante comunicado al emplazamiento de cada electrodo. Al igual que en el modo voltaje constante, se pueden crear lesiones con un perfil arbitrario. La impedancia del tejido se monitoriza a la frecuencia de operación del oscilador de onda sinusoidal 104. Dado que la impedancia del tejido es típicamente mayor que la impedancia de la sangre, particularmente en el intervalo de 20-50 Khz utilizado para la detección del contacto con el tejido, los datos de impedancia detectada para cada uno de los electrodos puede ser utilizada para determinar si se ha hecho un contacto lo suficientemente conductivo entre los electrodos y la pared miocárdica. El catéter puede ser reposicionado en el caso de que se determine qué uno o más de los electrodos ofrece un menor contacto que el deseable con el miocardio. El software ejecutado en el ordenador 112 puede adaptarse para tomar esta decisión y para sugerir en consecuencia el reposicionado del catéter o bien, esta decisión puede ser tomada por el operador tras la revisión de los datos de impedancia en la pantalla de la consola del ordenador 112.

Es de hacer notar que puede haber un aumento de la impedancia R de tejido adyacente a los electrodos más proximales del catéter en comparación con los electrodos más distales. Esto no se detecta mediante mediciones globales de impedancia de tejido que tratan a cada electrodo como una impedancia separada en paralelo con los otros electrodos y, por tanto, enmascaran las impedancias individuales de cada electrodo. Por tanto, un aumento de impedancia en uno de esos electrodos no tendría como resultado un aumento global de la impedancia en paralelo. De cualquier forma, este aumento de impedancia podría causar una adhesión del catéter al tejido del miocardio que podría ser peligrosa. Sin embargo, la presente invención permite la monitorización de la impedancia y el control de la energía entregada a cada electrodo para evitar este efecto, o para finalizar la ablación del tejido situado en la zona del electrodo en el cual se ha detectado un aumento de impedancia. La invención permite por tanto una única ablación con un área mayor que la que es posible conseguir con un catéter de electrodo único o con un catéter multipolar que carezca de las características inventivas descritas anteriormente, dado que se pueden operar simultáneamente varios polos evitando los problemas inherentes a un electrodo único grande.

Finalmente, en el modo temperatura constante, la temperatura del electrodo se monitoriza dinámicamente y el voltaje de salida se varía para mantener una temperatura constante preseleccionada. Un sistema de realimentación en bucle cerrado permite el control dinámico del voltaje de cada electrodo para mantener la temperatura a un nivel definido por el usuario. Así, se puede acomodar a cualquier cambio de impedancia debido a la desecación del tejido, coagulación de la sangre o depósito de carbonilla en el electrodo. Como resultado directo del mantenimiento de la temperatura de la zona de forma que no haya coagulación de sangre, se reduce la posibilidad de formación de trombos y de adhesión del catéter al miocardio. Si se detecta una temperatura no deseada en el electrodo, el comparador 514 da como salida señales de control con destino al DAC 302 para manipular la potencia de salida del amplificador de RF que excita a ese electrodo, de forma que se mantenga la temperatura detectada del tejido por debajo de la temperatura predeterminada. Mientras tanto, el voltaje RF comunicado a los restantes electrodos permanece inalterado.

En operación, una vez que la zona generadora de arritmia queda determinada, se configura la disposición de fuente de alimentación 100 según uno de los modos voltaje, potencia o temperatura constante. Después, se comunica simultáneamente energía de radiofrecuencia, comprendida típicamente en el rango de alrededor de 250 Khz a 500 Khz, a cada uno de los electrodos 202,204. La energía fluye desde el catéter 200 a través del tejido hacía una placa de retorno, que se encuentra conectada a tierra a través de la línea 310 y se sitúa sobre la piel del paciente, completándose así el circuito eléctrico. Este flujo de corriente al tejido provoca su calentamiento. El calentamiento tiene como resultado la destrucción del tejido cercano al electrodo y, idealmente, de la zona generadora de arritmia. Si se efectúa con éxito se consigue la interrupción permanente de la arritmia y el paciente queda curado.

La red de control de 106 monitoriza y controla dinámicamente de forma continua la potencia, el voltaje o la temperatura de operación de cada electrodo, dependiendo del modo seleccionado. El operador puede saltarse, grabar, monitorizar o supervisar de cualquier otra forma el proceso a través de la consola del ordenador 112.

Si cualquiera de las condiciones del electrodo supera un límite de impedancia o temperatura definido por el usuario o si la impedancia o la temperatura aumenta demasiado rápidamente, el electrodo puede ser desenergizado automáticamente o se puede simplemente atenuar la energía a él aplicada. Esto previene o reduce la comunicación ulterior de potencia RF a esa zona de tejido, mientras que el resto de polos continua comunicando relativamente mayores cantidades de energía RF. Así, por ejemplo, si una parte del endomiocardio se calienta lo suficientemente como para producir la cicatrización, sólo se aplicará energía adicional a la zona de tejido adyacente a los demás polos.

Preferiblemente, el ordenador 112 tiene cargado software que controla el sistema 100, por ejemplo, el entorno de interfase gráfica de usuario de Microsoft Windows. De esta manera, se proporciona una interfase familiar al usuario que permite el acceso a todas las funciones necesitadas para el control del sistema de ablación 100. También, se puede visualizar gráficamente en tiempo real el resultado de la monitorización de los parámetros de ablación de cualquiera de los electrodos como se describe patente U.S. No 5.233.515 de Cosman, cuya descripción se incorpora como referencia como si estuviera aquí contenida en su totalidad, bien para todos los electrodos de un catéter multipolar tal como el catéter 200, bien para algún otro dispositivo médico. Además, todos los datos obtenidos durante el proceso pueden ser guardados en disco para una recuperación y análisis posterior. Los datos pueden ser adquiridos dinámicamente y visualizados en pantalla o bien guardados en disco para un posterior análisis.

Un sistema de ablación de acuerdo con otro aspecto de la invención combina un catéter multipolar tal como el catéter 201 u otro dispositivo médico con la disposición de fuente de alimentación 100 y un ordenador tal como 112.

Se ha construido un catéter con sus electrodos anulares y el electrodo extremo espaciados 1 mm uno de otro. Los datos empíricos han demostrado que una separación de aproximadamente 1 mm de electrodos anulares de 2 mm de longitud promueve la formación de una lesión continua en las zonas situadas entre los electrodos, cuando los electrodos son energizados simultáneamente utilizando energía RF en fase, sin que se den los abruptos efectos de temperatura observados cuando se utilizan electrodos que han sido espaciados en serie con diferentes longitudes. El espaciado de 1 mm tiene así como resultado, un solapamiento de la densidad de potencia en el tejido del endomiocardio que se dispone linealmente entre los electrodos espaciados en serie (202, 204).

Se cree que este espaciamiento de electrodos produce el fenómeno de "acumulación de cargas" por el que parece aumentar localmente la impedancia de la parte del electrodo próxima a otro electrodo (su borde) a causa de la señal de energía aplicada en fase coetáneamente a los electrodos adyacentes. Esto parece causar una reducción de la densidad de potencia en el borde del electrodo. De cualquier manera, se ha observado una distribución de temperatura más uniforme a través del electrodo. Esto es importante porque los sensores de temperatura se han acoplado convencionalmente al punto central del electrodo para medir su temperatura nominal. Así, tales sensores no han medido el aumento exponencial de la temperatura que ocurre en los bordes del electrodo debido al aumento de la densidad de potencia en los bordes del electrodo. Como resultado, incluso en los sistemas en los que se ha utilizado el monitorizado de la temperatura de los electrodos, ha tenido lugar la coagulación de sangre y la contaminación del electrodo sin quedar informado el operador de una elevación significativa que la temperatura global.

Un procedimiento de ablación que utilice el sistema de ablación anterior reduce el tiempo requerido para completar el tratamiento porque el catéter 200 sólo necesita situarse en dos o tres localizaciones diferentes del corazón. Todos los electrodos se energizan durante aproximadamente uno o dos minutos. Comparado con un método de disparo secuencial utilizando un catéter multipolar tal como un catéter 200, se reduce en hasta alrededor de trece minutos por cada localización del catéter, lo que puede tener como resultado un ahorro de tiempo total de más de media hora en un proceso de ablación típico. Por otro lado, se requiere una gran cantidad de lesiones individuales, del orden de cuarenta y cinco lesiones, para crear una lesión lineal continua utilizando un catéter de electrodo único. Sin embargo, se pueden llegar a requerir hasta cinco minutos para posicionar el electrodo extremo con anterioridad a un disparo de alrededor de un minuto. Como resultado, la parte del procedimiento correspondiente a la creación de lesión puede alcanzar y sobrepasar las 4 horas, sin incluir el tiempo requerido para la preparación del paciente.

Habiendo descrito las formas de realización preferentes de la presente invención, se ha de entender que el sistema y disposición descritos anteriormente son meramente ilustrativos de los principios de la presente invención y que se pueden establecer otros sistemas y disposiciones sin alejarse del objeto de la invención según se reivindica más adelante.

Claims (13)

1. Un sistema de ablación por radiofrecuencia para tejidos biológicos, que comprende:

un catéter de electrodos (200) que tiene un eje que se extiende generalmente en sentido longitudinal definiendo un lumen (212) y un conjunto de electrodos externamente conductores (202, 204) conectados individualmente, dispuestos espaciados en serie a lo largo de dicho eje;

una pluralidad de sensores de temperatura (208), cada uno asociado térmicamente con un electrodo diferente de dicho conjunto para proporcionar una señal de temperatura representativa de la temperatura de ese electrodo;

una pluralidad de amplificadores de RF (306), cada uno conectado eléctricamente a un electrodo distinto de dicho conjunto, cada uno de dichos amplificadores de RF proporcionando señales de excitación representativas del voltaje y de la corriente aplicada a ese electrodo;

una red de control de realimentación (106) que recibe dichas señales de temperatura y excitación asociadas con un electrodo particular y proporciona una señal de amplificación al amplificador de RF conectado a ese electrodo en respuesta a las señales de temperatura y excitación recibidas y;

un oscilador de RF de onda sinusoidal (104) que tiene una salida constante que es amplificada en fase por separado por cada uno de dichos amplificadores de RF de acuerdo con la señal de amplificación procedente de la red de control de realimentación de ese amplificador de RF, para excitar independientemente cada uno de los electrodos del conjunto de electrodos en fase el uno con el otro.

2. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que cada uno de los electrodos de dicho conjunto de electrodos es excitado simultáneamente con diferentes niveles de amplificación.

3. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que dicha red de control de realimentación devuelve una señal de amplificación para mantener constante la temperatura de un electrodo.

4. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que dicha red de control de realimentación devuelve una señal de amplificación para mantener constante la potencia a través de un electrodo.

5. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que dicha red de control de realimentación devuelve una señal de amplificación para mantener constante el voltaje a través de un electrodo.

6. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que dichos electrodos están espaciados de forma tal que la potencia suministrada a electrodos adyacentes expande el tejido entre dichos electrodos adyacentes lo suficiente como para causar la formación de una lesión.

7. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, que comprende además un electrodo de retorno conectado a una salida (310) de potencial de tierra de dichos amplificadores de RF.

8. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que uno de dichos electrodos de dicho conjunto se dispone en la punta distal (202) del catéter y, los electrodos restantes (204) de dicho conjunto son electrodos anulares que rodean dicho eje.

10. El sistema de ablación por radiofrecuencia de la reivindicación 1, en el que dicho sensor de señal de temperatura es uno entre termopar, termistor o dispositivo térmico resistivo.

11. Un dispositivo de ablación multipolar de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10 en combinación con una disposición de fuente de alimentación modular, en donde el oscilador de ondas sinusoidales RF y la red de control de realimentación están soportadas sobre una placa base (102), la placa base incluyendo un receptáculo (108) adaptado para recibir desmontablemente a al menos un módulo (110), dicho módulo incluyendo:

al menos dos de los dichos amplificadores de RF y,

dicha pluralidad de sensores de señal, para detectar parámetros de operación predeterminados del dispositivo de ablación multipolar y proporcionar las señales de entrada a la red de control de realimentación, siendo dicha pluralidad de sensores de señal, funcionalmente igual en número a dichos amplificadores de RF.

12. La combinación como la de la reivindicación 11, comprendiendo además una pluralidad de receptáculos.

13. Un dispositivo de ablación multipolar de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10 en combinación con una disposición de fuente de alimentación modular, en donde el oscilador de ondas sinusoidales de RF y la red de control de realimentación están soportadas sobre una placa base (102), incluyendo la placa base una pluralidad de receptáculos (108) estando cada uno adaptado para recibir desmontablemente a al menos dos módulos, incluyendo cada uno de dichos módulos:

un dicho amplificador de RF y,

un dicho sensor de señal para detectar parámetros de operación predeterminados de dicho polo particular del dispositivo de ablación multipolar y proporcionar las señales de entrada a la red de control de realimentación.

14. La disposición de fuente de alimentación modular como en la reivindicación 13, en donde cada uno de dichos al menos dos módulos incluye dicha pluralidad de amplificadores de RF y un funcionalmente igual número de dichos sensores de señal.