ES2254839T3 - Sistema de suministro de energia de radiofrecuencia para cateteres con electrodos multipolares. - Google Patents

Abstract

Un sistema de ablación por radiofrecuencia para tejidos biológicos, que comprende: un catéter con electrodo (200) que tiene un conjunto de electrodos externos conductores y conectados individualmente (202, 204) dispuestos en una relación serie separada a lo largo de un eje; una pluralidad de sensores de temperatura (208), asociados térmicamente con un electrodo diferente en el mencionado conjunto, para proporcionar una señal de la temperatura representativa de la temperatura de dicho electrodo; una configuración de una fuente de alimentación de radiofrecuencia (100) que comprende una red de control de realimentación (106), adaptada para monitorizar continua y dinámicamente, con el fin de mantener constante la potencia, voltaje o temperatura en cada electrodo del mencionado conjunto; y un ordenador (112) fijado operativamente y en comunicación de la señal con la mencionada configuración (100) de la fuente de alimentación, estando programado el mencionado ordenador para proporcionar señales de control a la mencionada configuración de la fuente de alimentación, para controlar individualmente cada electrodo en el mencionado conjunto, y para conmutar el mencionado conjunto de electrodos entre los modos de potencia constante, voltaje constante o temperatura constante.

Description

Sistema de suministro de energía de radiofrecuencia para catéteres con electrodos multipolares.

Campo de la invención

Esta invención está relacionada con los catéteres con electrodos, y en particular con una configuración de una fuente de alimentación para suministrar simultáneamente energía monofásica a múltiples electrodos de un catéter con electrodos.

Antecedentes de la invención

Las arritmias se conocen comúnmente como los latidos irregulares del corazón o palpitaciones. Dos de las mencionadas irregularidades del ritmo del corazón son el síndrome de Wolff-Parkinson-White y la taquicardia de reentrada nodal. Estas condiciones están provocadas por un fascículo extraño de la fibra del músculo en el corazón que proporciona un trayecto de cortocircuito anormal para los impulsos eléctricos que existen normalmente en el corazón. Por ejemplo, en un tipo del síndrome de Wolff-Parkinson-White, el trayecto accesorio provoca que los impulsos eléctricos se propaguen normalmente desde la cavidad superior a la inferior del corazón para ser realimentados a la cavidad superior. Otro tipo común de arritmia cardíaca es la taquicardia ventricular (VT), la cual puede ser una complicación de una angina del corazón o bien la reducción del suministro de sangre a una zona del músculo del corazón. Este último tipo de arritmia es una arritmia de compromiso vital.

La fibrilación auricular (AF) es el tipo más común de las arritmias. Está asociada con una morbilidad incrementada y la mortalidad debido a una mayor incidencia de eventos tromboembólicos y al compromiso hemodinámico. En los pacientes con AF resistente a los fármacos reversores, la respuesta ventricular puede ser controlada mediante la ablación de catéter o la modificación de la zona nodal auriculoventricular (AV), pero este procedimiento es paliativo, puesto que puede utilizarse para prevenir la recurrencia de la fibrilación auricular (AF) paroxística, mediante la prevención de la bradicardia sinusal que dispara el AF o reduciendo el retardo de conducción interauricular.

Los procedimientos no quirúrgicos tales como la administración de fármacos son ventajosos en el tratamiento de las arritmias cardiacas. No obstante, algunas arritmias no son tratables con fármacos, por ejemplo, reversores de la AF resistente a los fármacos, y que tienen una cirugía necesaria previamente. De acuerdo con estos procedimientos, se realizan varias incisiones en el corazón para bloquear los trayectos de conducción y por tanto para dividir el área auricular disponible para la reentrada de múltiples estímulos eléctricos y abolir la arritmia. Alternativamente, puede implantarse quirúrgicamente en el paciente un Cardioversor implantable/Desfibrilador automático (AICD), tal como se expone en la patente de los EE.UU. número 4817608 de Shapoland y otros. Aunque estos procedimientos quirúrgicos pueden ser curativos, están asociados con una morbicidad incrementada y tasas de mortalidad, y son extremadamente costosos. Incluso la utilización de un AICD requiere una intervención quirúrgica mayor. No obstante, los pacientes de edad o enfermedad avanzada, por ejemplo, no pueden tolerar la cirugía invasiva para eliminar el foco de taquicardia que provoca las arritmias.

Se han desarrollado técnicas mínimamente invasivas no quirúrgicas, las cuales se utilizan para localizar las zonas cardiacas responsables de la taquicardia, y también para inhabilitar la función de cortocircuito de estas zonas. De acuerdo con estas técnicas, se aplican descargas de energía eléctrica al endomiocardio para seccionar el tejido cardiaco en las zonas arritmogénicas y producir cicatrices que interrumpan los trayectos de conducción reentrantes. Las zonas sometidas a la ablación se determinan primeramente en forma usual mediante técnicas de correlación percutáneas, introduciendo un catéter con electrodos en el paciente, haciendo pasar el catéter con electrodos a través de un vaso sanguíneo de sangre (por ejemplo, la vena femoral o la aorta) y hacia el interior del punto endocardiaco (por ejemplo, la aurícula o el ventrículo del corazón), e induciendo una taquicardia de forma que puede realizarse una grabación simultanea y continua con un grabador multicanal en cada una de las distintas posiciones endocardiacas. Al localizarse el foco taquicárdico, según lo indicado en la grabación del electrocardiograma, se marca con los medios de una imagen fluoroscópica, de forma que puedan ser sometidas a la ablación las arritmias cardiacas en el punto localizado. El catéter de electrodos convencional proporciona descargas de energía eléctrica en el tejido adyacente al electrodo, para crear una lesión en el tejido. Una o más lesiones posicionadas adecuadamente crearán una zona de tejido necrótico, el cual inhabilitará el funcionamiento defectuoso mediante el foco taquicárdico.

Las técnicas de ablación de catéter convencional han utilizado catéteres que tiene un único electrodo encajado en su punta como un polo eléctrico. El otro polo eléctrico se proporciona convencionalmente mediante una placa posterior en contacto con la parte del cuerpo externa del paciente, para formar un acoplamiento capacitivo de la fuente de alimentación de la ablación (CC, láser, RF, etc.). Se conocen otros catéteres de ablación en los que se proporcionan múltiples electrodos, tales como los catéteres expuestos en las patentes de los EE.UU. números 5239999 de Imran, y 4940064 y 5383917, ambas de Desai.

La ablación se realiza mediante la aplicación de energía a los electrodos del catéter una vez que los electrodos se encuentren en contacto con el tejido cardiaco. La energía puede ser, por ejemplo, de RF, CC, ultrasonidos, microondas o radiación láser. Entre las técnicas de ablación de RF y de CC, es preferible la técnica de ablación por RF, porque no requiere que el paciente esté anestesiado, y produce lesiones más circunscritas y discretas. Adicionalmente, evita daños que puedan ser provocados por altos voltajes, por ejemplo mediante la descarga de CC. Cuando la energía de RF se suministra entre la punta distal de un catéter de electrodos estándar y una placa posterior, existe un efecto de calentamiento localizado por RF. Esto crea una lesión discreta bien definida ligeramente mayor que el electrodo de punta.

El pequeño tamaño de las lesiones producidas por la ablación por RF ha sido considerado como una de las limitaciones de esta técnica. A menos que el electrodo tenga una zona de contacto grande, la lesión creada por la simple técnica de RF suministrada a través de un catéter de electrodos estándar puede no ser lo grande suficiente para la ablación del tejido en forma suficiente para bloquear la taquicardia ventricular, por ejemplo, debido a que el área de la punta del electrodo es usualmente solo de aproximadamente 0,3 mm^{2}, y el lugar de salida de la VT es típicamente solo localizable dentro de un área de 4-8 cm^{2} del lugar más temprano grabado por el catéter de correlación endocardiaca. Así mismo se ha realizado intentos para proporcionar un electrodo alargado de seis, ocho, diez e incluso doce milímetros de longitud parea provocar lesiones más grandes, y permitir que pueda suministrarse más potencia al tejido. No obstante, se reduce la flexibilidad de las puntas de dichos catéteres, y una punta más rígida del catéter incrementa el riesgo de perforación de la pared miocardial, lo cual a su vez aumenta la tasa de morbilidad de los procedimientos de ablación al utilizar dichos catéteres.

Se han implementado otras técnicas para producir lesiones más grandes y profundas, incluyendo el uso de distintas fuentes de energía tales como los ultrasonidos, microondas y láser. Otros métodos incluyen una punta de catéter prefundida con salino, para enfriar la interfaz de electrodo/tejido, permitiendo que pueda suministrarse más potencia.

Una solución en particular para incrementar el tamaño de la lesión es la expuesta en la patente de los EE.UU. número 4940064 de Desai. Un conjunto retráctil de cuatro electrodos ortogonales rodea un electrodo de punta central y está alimentado mediante una fuente de alimentación de energía de RF. Se ha comprobado que este conjunto genera un patrón de lesión no satisfactoria (en la forma de un signo de adición "+" porque las áreas substanciales entre los electrodos permanecen sin ablación, y el incremento de potencia en los electrodos solo dio por resultado la carbonización de los tejidos y el ensuciamiento prematuro de los electrodos por la formación de coágulos. Como solución, Desay y otros han propuesto en la patente número 5383917 el uso de una fuente de alimentación de fases múltiples, para excitar eléctricamente los electrodos periféricos con desfase con respecto a los electrodos adyacentes, para crear un potencial eléctrico entre los electrodos adyacentes periféricos, y provocar por tanto la ablación en las zonas situadas entre los electrodos adyacentes (es decir, lesiones que conectan las puntas del patrón de adición "+" entre sí). Esta solución evita el uso de un retorno externo o electrodo pasivo porque el potencial de tierra se proporciona en el electrodo de punta central, aunque tiene restricciones sobre las dimensiones de los electrodos para el funcionamiento satisfactorio, no generando una lesión continua y lineal entre los electrodos. Véase la columna 8, líneas 19-30 de la patente numero 5383917.

En otra solución, se dispusieron una serie de electrodos a lo largo del eje del catéter para demostrar la posibilidad de la ablación por catéter de la AF humana típica mediante la aplicación secuencial de la energía de radiofrecuencia en un sistema utilizando una placa posterior. Haissaguerre y otros, "Éxito de la ablación con catéter de la fibrilación auricular" J. Electrofisiología cardiovascular, 1994, Vol. 12, Numero 5:1045.1052. Aunque los investigadores en este estudio curaron la fibrilación auricular (AF) en el paciente, no pudieron confirmar si las lesiones generadas en el punto de cada electrodo se unieron conjuntamente para formar una lesión continua.

Lo que se precisa en este arte y que por tanto no se encuentra disponible es una configuración de una fuente de alimentación para de forma independiente y con control poder excitar una multiplicidad de electrodos separados a lo largo del extremo distal de un catéter de ablación cardiaca. Se precisa también en este arte un sistema de ablación que incorpore dicha configuración de una fuente de alimentación con un catéter de ablación, de forma que puedan formarse en el endomiocardio zonas de ablación continuas y lineales de un contorno predeterminado.

Objetos de la invención

En consecuencia, es un objeto general de la presente invención el mejorar las ablaciones con catéter.

Es un objeto de la presente invención el mejorar las ablaciones de tipo cardiaco con catéter.

Es también un objeto de la presente invención el mejorar las fuentes de alimentación para su utilización en los procedimientos de ablación con catéter.

Es otro objeto de la presente invención controlar el contorno de las lesiones creadas por las ablaciones con catéter con RF, incluyendo tanto la longitud como la profundidad de dichas lesiones.

Es otro objeto de la presente invención el mejorar la eficiencia de los procedimientos de ablación con catéter de RF.

Es otro objeto incluso de la presente invención el tratamiento de la taquicardia ventricular por medio de ablaciones con catéter de RF mejorado.

Es otro objeto adicional de la presente invención el tratamiento de la fibrilación auricular mediante ablaciones con catéter de RF mejorado.

Estos y otros objetos se llevan a cabo mediante la aplicación simultánea y continua de una fuente de alimentación RF de fases múltiples a múltiples polos de un catéter de electrodos, de forma tal que el voltaje, potencia, o temperatura puedan ser controlados conforme avance el procedimiento de ablación.

Sumario de la invención

De acuerdo con la invención presente, se proporciona un sistema de ablación por radiofrecuencia para tejidos biológicos, que comprende:

un catéter con electrodo (200) que tiene un conjunto de electrodos externos conductores y conectados individualmente (202, 204) dispuestos en una relación serie separada a lo largo de un eje;

una pluralidad de sensores de temperatura (208), asociados térmicamente con un electrodo diferente en el mencionado conjunto, para proporcionar una señal de la temperatura representativa de la temperatura de dicho electrodo;

una configuración de una fuente de alimentación de radiofrecuencia (100) que comprende una red de control de realimentación (106), adaptada para monitorizar continua y dinámicamente, con el fin de mantener constante la potencia, voltaje o temperatura en cada electrodo del mencionado conjunto; y

un ordenador (112) fijado operativamente y en comunicación de la señal con la mencionada configuración (100) de la fuente de alimentación, estando programado el mencionado ordenador para proporcionar señales de control a la mencionada configuración de la fuente de alimentación, para controlar individualmente cada electrodo en el mencionado conjunto, y para conmutar el mencionado conjunto de electrodos entre los modos de potencia constante, voltaje constante o temperatura constante.

Se expone también una configuración de una fuente de alimentación modular para un dispositivo de ablación multipolar. La configuración de la fuente de alimentación modular comprende una placa madre que incluye uno o más receptáculos adaptados para recibir un módulo, un oscilador de ondas sinusoidales que tiene la salida conectada eléctricamente al receptáculo, y una red de control de realimentación (1) la cual recibe señales de entrada del módulo en el receptáculo, (2) procesa las señales de entrada, y (3) proporciona una señal de amplificación que es sensible a las señales de entrada a dicho módulo. La configuración de la fuente de alimentación modular comprende además al menos un modulo desmontable conectado al receptáculo. 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 de la red de control de la realimentación, y un sensor de la señal para detectar los parámetros operativos predeterminados del polo en 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 dichos módulos para energetizar los múltiples electrodos.

Se proporcionan múltiples electrodos están controlados por la configuración de la fuente de alimentación modular, cuando se proporcionen múltiples receptáculos, o cuando se proporcionen los módulos configurados para energetizar los múltiples electrodos. De acuerdo con las realizaciones expuestas adicionalmente, el modulo puede ser configurado con múltiples amplificadores de RF, excitando cada uno un polo distinto del dispositivo de ablación multipolar en fase con la salida del oscilador de onda sinusoidal, y de acuerdo con la señal de amplificación desde la red de control de realimentación. Adicionalmente, cada módulo de acuerdo con esta modificación está configurado con una pluralidad de sensores de señales, para detectar los parámetros operativos predeterminados del dispositivo de ablación multipolar, y proporcionando las señales de entrada a la red de control de realimentación.

Descripción de los dibujos

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

la figura 2 es una vista esquemática del extremo distal de un catéter de ablación, el cual incorpora múltiples electrodos y sensores de temperatura;

la figura 3 es una ilustración esquemática detallada de un módulo para la inserción en la configuración de la fuente de alimentación de la figura 1, estando adaptado el módulo para su utilización con un único electrodo;

la figura 4 es una ilustración esquemática detallada de un módulo modificado para su inserción en la configuración de la fuente de alimentación de la figura 1, estando adaptado el modulo modificado para su utilización con cuatro electrodos; y

la figura 5 es una ilustración esquemática detallada de la red de control de la figura 1.

Descripción detallada de las realizaciones preferidas

A modo de una visión general de introducción, se observa en la figura 1 una ilustración esquemática de una configuración 100 de la fuente de alimentación de acuerdo con la presente invención, la cual está adaptada para mantener constante la potencia, el voltaje o la temperatura en cada electrodo de un catéter multi-electrodo. La configuración 100 está construida preferiblemente sobre una placa madre 102 que incluye un oscilador 104 de onda sinusoidal, una red de control 106, y una pluralidad de receptáculos 108 adaptados para recibir placas hijas enchufables o módulos 110. Cada placa hija 110 es direccionable por ordenador a través de un bus bidireccional de datos y de direcciones 114, y contiene circuitos de control de bucle de realimentación parda mantener individualmente uno o mas electrodos en forma constante de la potencia, voltaje o temperatura. El ordenador 112 fijado operativamente al mismo en comunicaciones de señales con el bus 114, incluye preferiblemente un software operativo que está adaptado para proporcionar señales de control a los módulos 110 para controlar individualmente los electrodos de un catéter multi-electrodo. El ordenador 112 incluye también preferiblemente características de entrada/salida apropiadas y software para visualizar dinámicamente el tiempo, voltaje, potencia, temperatura, o impedancia de los electrodos individuales, o bien visualizando otras señales tales como los electrocardiogramas (EKG).

El oscilador de onda sinusoidal 104 en la placa madre proporciona una señal de excitación de frecuencia predeterminada en el rango de 20 a 500 KHz para cada uno de los módulos 110, de forma que cada uno de los amplificadores de RF, que son parte de los módulos 110 en la configuración de suministro de potencia 100, estén excitados en fase con los demás. El extremo inferior del rango de la señal de excitación (es decir, aproximadamente 20-50 KHz) se utiliza convencionalmente a un nivel de una relativa baja amplitud, para determinar el contacto del catéter con el endocardio sin estimular el corazón tal como se realiza en las medidas de contacto. Para frecuencias más altas, el corazón no está estimulado con las amplitudes utilizadas en el procedimiento de ablación.

La configuración 100 de la fuente de alimentación de la figura 1 tiene utilidad, por ejemplo, con los dispositivos médicos tales como el catéter 200, cuyo extremo distal se muestra en la figura 2. El catéter 200 es un catéter para ablación configurado con múltiples electrodos, separados en serie en una dirección axial a lo largo del catéter. El catéter 200 está construido convencionalmente mediante un material de un tubo aislante y biocompatible, y tiene un diámetro exterior suficientemente pequeño para hacerlo pasar a través de un sistema vascular desde un punto de introducción hasta la cavidad cardiaca deseada, y tiene la capacidad de adaptarse al sistema vascular. En otras palabras, es suficientemente flexible para que pueda avanzar a través de una vasculación tortuosa, teniendo no obstante una resistencia columnar suficiente para permitir su avance a través del sistema vascular.

El catéter 200 tiene un electrodo de punta 202, el cual ocupa el extremo distal de 2-4 mm del catéter. Convencionalmente, el electrodo de punta 202 está hecho de platino y está fijado directamente al extremo distal del catéter 200. Alternativamente, puede interponerse un material refractivo (no mostrado) entre el electrodo de punta 202 (para los otros electrodos) y el catéter 200, para impedir la fusión del catéter de soporte durante y después de la aplicación de la energía de ablación al electrodo. Adicionalmente, el catéter 200 tiene electrodos en forma de anillos conductores externamente 204 separados a lo largo en serie. En la figura 2 se muestran tres electrodos de anillo 204; no obstante, el catéter 200 puede tener un numero arbitrariamente grande de electrodos. Por ejemplo, el Dr. Michel Haissaguerre ha propuesto una construcción del catéter para el tratamiento de la AF, que tiene trece electrodos de anillo 204, y un único electrodo de punta 202. Los electrodos de punta 204 están separados entre sí (y el electrodo de punta 202) mediante zonas aislantes 206, y en donde cada uno pueden ser de una longitud axial arbitraria. En la actualidad, son preferiblemente de 2 mm de longitud axial. Aunque los electrodos de anillo 204 pueden estar separados 1-3 mm entre sí, según se expone con más detalle más adelante, se prefiere actualmente que estén separados en una distancia de 1 mm entre sí.

Cada electrodo 202, 204 tiene un cable conductor independiente 210 fijado al mismo, que se extiende proximalmente a través al menos de una luz 212 en el catéter 200 hasta un conector 214 (no mostrado). Así mismo, asociado con cada electrodo 202, 204 se encuentra un sensor de temperatura 208 dispuesto en forma adyacente al electrodo, para proporcionar una señal indicadora 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 cable conductor 216 fijado al mismo que se extiende proximalmente al conector 214. El cable 218 (no mostrado) alberga el electrodo y los cables del sensor de temperatura 210, 216 entre el extremo proximal del catéter 200 y el conector 214. El conector se acopla a un terminal en el módulo 110.

Con referencia ahora a la figura 3, se describe el circuito en cada módulo 110.

El módulo 110 se comunica con el ordenador 112 por medio del bus bidireccional 114, a través de una conexión eléctrica entre el módulo 110 y el receptáculo 108 de la placa madre 102. Se encuentra dispuesto un convertidor digital-analógico (DAC) 302 de forma convencional para ser direccionado por el ordenador 112, tal como se observará por los técnicos especializados en este arte. Además de ello, el DAC 302 recibe señales digitales directamente desde la red de control 106, tal como se describe más adelante, en los cables 115. El DAC 302 convierte una señal digital del ordenador 112 o de la red de control 106 en una señal de amplificación analógica, la cual queda memorizada en una línea de salida 304. La magnitud de la salida del respectivo DAC 302 determinará la ganancia, o grado de amplificación, de un amplificador de RF 306 en particular. La salida predeterminada o de nivel fijo del oscilador 104 se amplifica mediante la ganancia variable provista por el amplificador de RF 306 con respecto a las señales de realimentación de un electrodo asociado 202, 204, de forma que permanezcan constante al menos los parámetros operativos deseados (por ejemplo, potencia, voltaje o temperatura). Existen otras formas equivalentes funcionalmente para proporcionar una señal de control al amplificador de RF 306, siendo el uso del DAC 302 meramente ilustrativo de una configuración preferida actualmente. Por ejemplo, un potenciómetro controlable digitalmente y disponible comercialmente, tal como el potenciómetro de alto ancho de banda con sesenta y cuatro pasos de 256 bits, puede proporcionar una atenuación directa de la señal del oscilador en respuesta a las señales de realimentación, substancialmente tal como se expone anteriormente en lugar de utilizar el DAC 302.

La señal de amplificación en la línea de salida 304 se aplica a una entrada de un amplificador de RF 306. El amplificador de RF 306 tiene adicionalmente una entrada de alta impedancia para recibir una señal analógica desde el oscilador 104. La entrada de alta impedancia del amplificador de RF 306 hace el papel de etapa separadora del oscilador 104 con respecto a la carga en su línea de salida 308 de alto voltaje, es decir, la carga presentada por uno de los electrodos 202, 204 antes, durante y después del procedimiento de ablación. El amplificador de RF proporciona una amplificación limpia de la señal de onda sinusoidal hasta un nivel suficiente para poder excitar los electrodos 202, 204 por ejemplo durante el procedimiento de ablación. Por el contrario, el oscilador 104 proporciona una forma de onda sinusoidal relativamente libre de distorsión para cada amplificador de RF 306 conectado a la configuración 100 de la fuente de alimentación, y en donde la forma de onda sinusoidal recibida por cualquiera de los amplificadores de RF 306 se encuentra en fase con la forma de onda sinusoidal recibida por cualquier otro de los amplificadores de RF 306 que puedan estar conectados a la configuración 100 de la fuente de alimentación a través del módulo 110.

La línea de salida 308 del amplificador de RF 306 conecta con el cable eléctrico 210 de un electrodo en particular de los electrodos 202, 204 a través del conector convencional 214 (no mostrado). El electrodo pasivo o de retorno, el cual está dispuesto en una extremidad del paciente, está conectado a la salida 310 de bajo voltaje (tierra) del amplificador de RF 306, preferiblemente a través de una conexión eléctrica desde la placa madre 102, para asegurar que cada uno de los amplificadores 306 conectados a la configuración 100 de la fuente de alimentación tenga una conexión de tierra común.

Adicionalmente, el amplificador de RF 306 incluye las líneas de salida de detección 311, de forma que la red de control 106 pueda determinar dinámicamente y pueda monitorizar la resistencia del tejido que esté siendo sometido a la ablación, y que pueda ajustar en respuesta la potencia, voltaje o la temperatura que estén siendo suministrados al electrodo. Las líneas de detección 311 incluyen una señal de voltaje representativa del voltaje que se hubiera aplicado al electrodo, y una señal de voltaje representativa de la corriente que hubiera pasado a través del tejido, según lo medido a través de una resistencia de bajo valor conocida (por ejemplo, 1 \Omega). Esta detección del voltaje se lleva a cabo mediante una realización preferida mediante convertidores RMS-CC que convierten las señales de voltaje de pico detectadas, después de haber sido puestas a escala adecuadamente para los convertidores RMS-CC.

El módulo 110 tiene además un sensor de señal 312, el cual filtra y amplifica, por ejemplo, las señales detectadas de un voltaje relativamente bajo, las cuales serían recibidas continuamente desde los sensores de temperatura 208, a través de la línea 314, suponiendo que los sensores de temperatura sean unos termopares. Si se utilizaran termistores RTD, se comprenderá que se proporcionaría un puente de Wheastone o bien otro circuito para convertir una resistencia detectada en una señal de voltaje. De esta forma, se obtendrá una señal de voltaje detectada de la temperatura en un electrodo en particular en una salida en la línea 316. La línea de entrada 314 del sensor de señales 312 se conecta al cable 216 del sensor de temperatura de un electrodo en particular de los electrodos 202, 204 a través de un conector convencional 214 (no mostrado). La señal detectada en la línea 316 se procesa dinámicamente por la red de control 106, que a su vez regula la fuente de alimentación 100, de forma que se mantenga constante la potencia, voltaje o temperatura en el electrodo a partir del cual se obtuvo la señal detectada.

Preferiblemente, se proporciona un sensor de señales 312 para cada sensor de temperatura 208. No obstante, el detector de señal 312a puede estar asociado con los sensores de temperatura 208, los cuales están asociados térmicamente con los distintos electrodos 202, 204 del catéter 200 o de otros dispositivos médicos, mediante los circuitos configurados para multiplexar las salidas de varios sensores de temperatura 208 en el sensor de señales 312a. Dicha configuración es idéntica funcionalmente para proporcionar un sensor de señales 312 para cada par de electrodos de temperatura. Adicionalmente, el sensor de señales compartido 312a puede proporcionarse en la placa madre 102, para reducir el número de componentes en cualquier otro módulo 110 (o módulo 110a, que se describe 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 de un sensor de temperatura 208 asociado con el mismo electrodo en la línea de entrada 314. En la configuración de la fuente de alimentación de la figura 1, se muestran cuatro receptáculos 108, estando cada uno adaptado para recibir un módulo 110. Así pues, pueden enchufarse hasta cuatro módulos tal como en la figura 3 en la placa madre 102 para habilitar la potencia, voltaje, o temperatura de cuatro electrodos para estar controlados dinámicamente, y energizando simultáneamente los electrodos en fase entre sí, para conseguir un patrón de lesión deseado. La invención no está limitada al uso de los cuatro módulos expuestos, ya que pueden proporcionarse receptáculos adicionales 108 para cualquier número deseado de electrodos.

Adicionalmente, cada uno de los módulos 110 no precisan estar limitados a proporcionar y recibir señales de un único par de sensores del electrodo y de la temperatura. Con referencia ahora a la figura 4, se muestra un módulo modificado 110a en el cual se han mostrado las características comunes con la figura 3 con los numerales de referencia correspondientes. Al ser insertado en la placa madre 102, el modulo único 110a permite que las señales sean proporcionadas y recibidas simultáneamente desde cuatro pares de sensores del electrodo y temperatura. Así pus, el amplificador de RF 306a puede aplicar energía de ablación sobre la línea de salida 308a de acuerdo con las señales de amplificación del DAC 302a en su línea de salida 304a, mientras que el amplificador de RF 306b puede aplicar simultáneamente energía de ablación sobre la línea de salida 308b de acuerdo con las señales de amplificación que reciba a través de la línea 304b, al igual que si dos módulos 110 estuvieran enchufados en receptáculos independientes 108 en la placa madre 102. No obstante, el modulo 110a tiene líneas de entrada y salida para dos electrodos más. Así pues, un único módulo 110a enchufado en un receptáculo 108 puede acomodar tantos electrodos como cuatro módulos 110 (lo cual ocuparía todos los receptáculos 108 en la figura 1). Si se enchufaran cuatro módulos 110a en la configuración de cuatro receptáculos de la figura 1, entonces podrían energetizarse simultáneamente hasta dieciséis electrodos, siendo controlados dinámicamente. Las combinaciones de los módulos 110 y 110a son posibles también, así como igualmente la conexión de los módulos que tengan circuitos para los pares de sensores de electrodos y de temperatura. La placa madre 102 incluye preferiblemente los receptáculos multi-patillas 108, los cuales están adaptados para recibir módulos que puedan acomodarse entre 1 y 10 pares de sensores de electrodos de temperatura. Debido a que los amplificadores de RF 306 tienen una alta impedancia de entrada, pueden conectarse un número arbitrario de amplificadores de RF al oscilador 104, dentro de unos límites prácticos, para soportar el catéter con el mismo numero de electrodos, con la energía de RF que se esté suministrando a cada uno de los electrodos en fase entre sí.

Para su utilización con dicho aparato de ablación, se proporciona una configuración 100 de una fuente de alimentación, la cual es expandible solo mediante la inserción de placas hijas adicionales o módulos 110 en los receptáculos 108. el módulo básico 110 puede ser insertado en cada receptáculo 108, o bien un modulo más complejo 110a, etc., puede insertarse en uno o más receptáculos. Mediante esta configuración, pueden insertarse los circuitos suficientes para el catéter 220 o bien para otro dispositivo medico, según la base de lo que fuera necesario. Adicionalmente, pueden ser reemplazados o sustituidos de forma rápida los módulos antiguos con otros nuevos con gran facilidad cuando se tengan que efectuar mejoras.

Cada amplificador de RF proporciona un nivel fijo de amplificación basándose en la magnitud de la señal de amplificación que está memorizada en la línea de salida 304 del DAC 302. La señal de amplificación memorizada en la línea de salida 304 en cualquier instante puede originarse en la consola del ordenador 112 o en la red de control 106, lo que se muestra con más detalle en la figura 5. La red de control 106 comprende un bucle de realimentación basado en una operación de decisión, el cual monitoriza dinámicamente las señales detectadas amplificadas y filtradas 316 del sensor de temperatura 208 de un electrodo en particular, y proporciona señales al DAC 302 para dicho electrodo a través de la línea 115, la cual controla el grado de amplificación de RF mediante el amplificador 306 de dicho electrodo 306. De igual forma, la red de control 106 comprende un bucle de realimentación basado en un proceso de decisión, el cual monitoriza dinámicamente las líneas de salida 311 de la detección de los convertidores RMS-CC asociados con un amplificador de RF 306 en particular, y que proporciona de forma similar señales de control en la línea 115 para controlar dicho amplificador 306 de RF del electrodo. En la realización preferida, la red de control 106 incluye el software y el hardware. Las partes del software de la red de control 106 pueden ser implementadas en el ordenador 112.

La red de control 106 realiza la conmutación con reloj de las señales de salida 316 de los sensores de señales 312 y desde los convertidores RMS-CC en las líneas de salida de detección 311 que se encuentran en cada modulo 110 como canales separados hasta el convertidor analógico-digital 502 (ADC). Estas señales en las líneas 311, 316 comprenden los parámetros operativos del dispositivo de ablación multipolar, por ejemplo, el catéter 200. Debido a que el reloj (no mostrado) puede ejecutarse substancialmente de forma más rápida que la constante de tiempo del sistema, que está limitada por la velocidad de los sensores de temperatura y por el propio tejido en sí, el ADC 502 procesa las señales 316 de forma más rápida en la que pueden cambiar, lo cual es realmente un proceso continuo de las señales desde cada uno de los electrodos del catéter de ablación 200, o de otro dispositivo médico. El ADC 502 multiplexa estas señales en un único flujo de datos digitales, que es representativo de cada uno de los tres voltajes detectados para cada par de sensores de temperatura, para el procesamiento posterior en el dominio digital. Los datos digitales se procesan entonces mediante el procesador 506, el cual determina la impedancia instantánea R del tejido, y la temperatura del electrodo en el sensor de temperatura 208. La impedancia R instantánea del tejido se determina dividiendo el voltaje detectado aplicado al electrodo por la corriente a través del electrodo. Esto requiere que se calcule primeramente la corriente a través del electrodo. Esta corriente se determina por el procesador de datos 506 mediante la división de la señal de voltaje que es representativa de la corriente que pasa a través del tejido por el valor de la resistencia conocido, cuyo valor es recuperable, por ejemplo, a partir de una memoria de datos direccionable por ordenador, tal como la memoria de datos 512. La impedancia R real del tejido es el resultado de estos cálculos después de la puesta a escala adecuada, de acuerdo con una escala calibrada, la cual puede ser determinada para el dispositivo en particular que se esté utilizando, tal como lo comprenderán los técnicos especializados en este arte. La temperatura instantánea se determina fácilmente 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 estará relacionada linealmente con el voltaje CC detectado, de acuerdo con las características en particular del dispositivo que se esté utilizando, el cual puede calibrarse, y cuya calibración puede almacenarse en una memoria de datos, tal como la memoria de datos 512, para su utilización por el procesador de datos 506, tal como lo comprenderán los técnicos especializados en el arte. Si el sensor de temperatura 208 es un termistor, entonces cada incremento/reducción de la temperatura estará relacionado linealmente con cada reducción/incremento en la resistencia, respectivamente. De nuevo, el termistor en particular bajo consideración podrá ser calibrado y los datos de la calibración podrán ser almacenados en la memoria de datos 512.

El procesador de datos 506 proporciona la impedancia R determinada del tejido a un comparador 510, por ejemplo, a la línea de salida 508. El comparador compara la impedancia R con los datos de una memoria de datos 512, para determinar si la impedancia se ha elevado en forma abrupta, o si es mayor que un valor del umbral prescrito. Tal como comprenderán los técnicos especializados en el arte, cuando la impedancia del tejido supera a un valor predeterminado que dependa de la longitud del electrodo, y si los electrodos se están excitando simultáneamente (por ejemplo, 200 \Omega para un electrodo de 4 mm y aproximadamente 400 a 500 \Omega para un electrodo de 2 mm), podrá tener lugar la coagulación de la sangre o depósitos de proteínas sobre el electrodo. Los esquemas de ablación por RF convencionales producen elevaciones tempranas de la impedancia en la fuente de alimentación debido a la necrosis eficiente de los tejidos, y posiblemente la formación de coágulos precozmente en los electrodos. La formación del coágulo tiene el efecto de restringir el flujo en curso a través del endomiocardio y limitar la profundidad de la formación de la lesión. Al iniciarse el coágulo, la impedancia tiende a elevarse abruptamente por encima de un valor predeterminado para la longitud seleccionada del electrodo. En consecuencia, si la impedancia R del tejido se ha elevado abruptamente o ha sobrepasado un valor de umbral prescrito, por ejemplo 400 \Omega, entonces las líneas de entrada al DAC 302 para un electrodo en particular en el cual se mida la impedancia quedarán habilitadas, y la señal de excitación de magnitud reducida podrá ser aplicada al DAC 302, de forma que se reducirá la magnitud de la señal de amplificación memorizada en la línea de salida 304, por lo que la energía de ablación suministrada a los electrodos en la línea 308 quedará reducida. El DAC 302 puede ser habilitado mediante la escritura de una dirección directa, o mediante el direccionamiento de una forma convencional. Por el contrario, si no se establecen ninguna de estas condiciones, no se volverá a aplicar la señal de excitación previa al DAC habilitado 302, o no se tomará ninguna acción. El valor de la impedancia en particular para el cual podría iniciarse la formación del coágulo podrá configurarse o ajustarse por el operador mediante un programa operativo en un ordenador, basándose en la identificación del catéter utilizado en particular, o en sus características operativas (longitud del electrodo, diámetro del electrodo, separación de los electrodos, material del electrodo, etc.).

La salida del comparador 510 está conectada a la línea 115, y puede proporcionar una señal de excitación de magnitud reducida, mediante la reducción de la señal de excitación previa que puede estar almacenada en la memoria de datos 512, y habilitando las líneas de entrada del DAC 302. Alternativamente, puede aplicarse una señal de excitación de magnitud incrementada a los electrodos en caso deseado o necesario, por ejemplo, mediante el incremento de la señal de excitación previa y habilitando las líneas de entrada del DAC 302.

De forma similar, el procesador de datos 506 proporciona la temperatura determinada a un comparador 514, por ejemplo, en la línea de salida 516. El comparador compara la temperatura con los datos, por ejemplo, en el almacén de datos 512 para determinar si la temperatura ha subido bruscamente, o si es mayor que un valor de umbral predeterminado. Una forma de aliviar el problema de la formación temprana de coágulos en los electrodos es mediante la regulación de la temperatura de ablación en justamente por debajo de aproximadamente 80ºC. Esto ayuda a producir lesiones más grandes y profundas con más uniformidad. En consecuencia, si la temperatura ha subido bruscamente o bien ha sobrepasado un valor de umbral predeterminado, por ejemplo, 80ºC, entonces se reducirá la energía de ablación suministrada a los electrodos en la línea 308 de la forma expuesta anteriormente. Por el contrario, si no se establecen ninguna de estas condiciones, entonces no se reaplicará la señal de excitación previa a un DAC rehabilitado 302, o no se tomará ninguna acción.

Durante la operación, la configuración 100 de la fuente de alimentación es configurable en la consola del ordenador 112 en cualquiera de los modos de voltaje constante, potencia o temperatura, para proporcionar emergía para un procedimiento de ablación en el catéter 200 o bien otro dispositivo médico. La red de control 106 monitoriza continuamente y altera dinámicamente la potencia o el voltaje suministrados, o bien la temperatura detectada en cada uno de los electrodos, dependiendo del modo seleccionado, de forma que los electrodos puedan ser energetizados simultáneamente aunque se controlen dinámicamente, de forma que permanezcan constantes la potencia, el voltaje o la temperatura operativa.

En el modo de voltaje constante, el voltaje ajustado por el usuario tiene salida para cada uno de los electrodos 202, 204, y mantenido por separado a través de la ablación. Esto permite que el operador controle la profundidad de la formación de la lesión en cada electrodo y que proporcione un vehículo para enfocar la energía de RF para generar una lesión que sea por ejemplo más profunda en el extremo proximal que en el extremo distal. Alternativamente, este modo de operación permite el poder producir una lesión más uniforme, aunque se utilicen electrodos de distintas dimensiones, tales como el electrodo 202 de 4 mm de punta, y los electrodos 204 de anillo de 2 mm. Los electrodos de distintas dimensiones, al ser excitados con el mismo potencial, tendrán distintas distribuciones de la densidad de potencia a través de los mismos. Así pues, el electrodo más largo tendrá una densidad de potencia mayor que el electrodo más pequeño si se excita con el mismo potencial. No obstante, la configuración 100 de la fuente de alimentación tiene en cuenta estas discrepancias en el modo de voltaje constante, para permitir un perfil de la lesión comparativamente más uniforme que el que puede conseguirse en los sistemas actuales de catéteres de ablación.

En el modo de potencia constante, la impedancia R del tejido está monitorizada dinámicamente y con el voltaje aplicado a los electrodos 202, 204 que varia con los cambios en la impedancia R del tejido, suministrada en el punto de cada electrodo. Al igual que en el modo de voltaje constante, pueden crearse lesiones de perfil arbitrario. La impedancia del tejido se monitoriza a la frecuencia operativa del oscilador 104 de onda sinusoidal. Debido a que la impedancia del tejido es típicamente mayor que la impedancia de la sangre, particularmente en el rango de 20-50 KHz que se utiliza para detectar el contacto del tejido, los datos de la impedancia detectada para cada uno de los electrodos puede utilizarse para determinar si se ha efectuado un contacto suficientemente conductor entre los electrodos y la pared miocárdica. El catéter puede ser entonces reposicionado en el caso de que se determina que uno o más de los electrodos se encuentre en un contacto inferior al deseable con el miocardio. El software ejecutado en el ordenador 112 puede estar adaptado para efectuar esta determinación y para sugerir el reposicionamiento del catéter, o bien esta determinación puede realizarse por el operador después de revisar los datos de la impedancia en la pantalla de la consola del ordenador 112.

Es de destacar que existe una elevación en la impedancia R del tejido adyacente a los electrodos más proximales en el catéter 200, en comparación con los electrodos más distales. Esto no es detectable por las medidas de la impedancia del tejido global, las cuales tratan cada electrodo como una impedancia independiente en paralelo con los otros electrodos, y que por tanto enmascaran las impedancias individuales en cada electrodo. En consecuencia, la elevación de la impedancia en uno de estos electrodos no daría lugar a una elevación global de las impedancias en paralelo. No obstante, esta elevación de la impedancia podría provocar la adherencia del catéter al tejido miocárdico que podría ser peligrosa. No obstante, la presente invención permite la monitorización de la impedancia y el control del suministro de energía en cada electrodo para evitar este efecto, o para terminar la ablación en un punto del tejido del electrodo para el cual se hubiera detectado la elevación de la impedancia. La invención permite por tanto una única ablación de un área mayor que la que es posible con un único electrodo o un catéter de electrodos multipolares en los que faltan las características de la invención anteriormente descritas, porque varios polos pueden ser operados simultáneamente sin los problemas inherentes de un electrodo único y grande.

Finalmente, en el modo de temperatura constante, la temperatura del electrodo está monitorizada dinámicamente y en donde el voltaje de salida varía para mantener una temperatura constante y preconfigurada. Un sistema de realimentación en bucle cerrado permite que el voltaje de cada electrodo esté controlado dinámicamente para mantener la temperatura a un nivel definido por el usuario. Así pues, cualquier cambio en la impedancia debido a la desecación del tejido, coagulación de la sangre, o al ensuciamiento del electrodo podrá ser acomodado. Como un resultado directo de mantener la temperatura del lugar de forma tal que no exista coagulación de la sangre, se reducirá el potencial de una formación de trombos o la adherencia del catéter al miocardio. Si se detecta en el electrodo una temperatura no deseada, el comparador 514 dará salida a señales de control al DAC 302 para manipular la potencia de salida del amplificador de RF que excite dicho electrodo, para mantener la temperatura del tejido detectada por debajo de la temperatura predeterminada. Mientras tanto, el voltaje de RF suministrado a los electrodos restantes permanecerá inalterado.

Durante la operación, una vez que el punto arritmiogénico esté determinado, la disposición 100 de la fuente de alimentación se configura en uno de los modos de voltaje constante, potencia constante o temperatura constante. A continuación, la energía de radiofrecuencia en el rango típico de aproximadamente 250 Khz a 500 KHz se suministra simultáneamente a cada uno de los electrodos 202, 204. La energía fluye desde el catéter 200 a través del tejido hasta una placa de retorno, la cual está conectada a tierra por medio de la línea 300, y estando situada sobre la piel del paciente, completando por tanto el circuito eléctrico. Este flujo de corriente hasta el tejido provoca un calentamiento. El calentamiento da lugar a la destrucción del tejido cerca del electrodo, e idealmente del punto arritmiogénico. Si se ejecuta con éxito, tendrá lugar la interrupción permanente de la arritmia y el paciente quedará curado.

La red de control 106 monitoriza continuamente y controla dinámicamente bien sea la potencia, el voltaje o la temperatura operativa de cada uno de los electrodos, dependiendo del modo seleccionado. El operador puede anular, grabar, monitorizar, o bien supervisar el procedimiento a través de la consola del ordenador 112.

Si cualquiera de las condiciones del electrodo excede a la impedancia definida por el usuario o del límite de la temperatura, o si la impedancia o la temperatura se elevan demasiado rápidamente, el electrodo puede ser des-energetizado automáticamente, o bien puede atenuarse sencillamente la energía aplicada al mismo. Esto impedirá o reducirá el suministro adicional de potencia de RF a dicho lugar del tejido, mientras que los polos restantes continuarán suministrando cantidades relativamente mayores de energía de RF. Así pues, por ejemplo, si una parte el endomiocardio está calentada suficientemente para que pueda provocar una quemazón, entonces solo el tejido circundante adyacente a los polos restantes tendrá energía aplicada adicional.

Preferiblemente, el ordenador 112 tiene un software cargado en su memoria que controla el sistema 100, por ejemplo, utilizando en entorno de la interfaz de usuario gráfica de Microsoft Windows. De esta forma, se proporciona una interfaz familiar al usuario, que le permite tener acceso a todas las funciones necesarias para controlar el sistema de ablación 100. Así mismo, la monitorización en tiempo real de los parámetros de ablación pueden ser visualizados gráficamente para cualquiera de los electrodos, tal como se expone en la patente de los EE.UU. número 5233515 de Cosman, o bien para todos los electrodos de un catéter multipolar, tal como el catéter 200, o bien cualquier otro dispositivo médico. Adicionalmente, todos los datos obtenidos durante el procedimiento pueden ser salvados en un disco para su recuperación y análisis posterior.

Un sistema de ablación de acuerdo con otro aspecto de la invención combina un catéter multipolar tal como el catéter 200 o bien otro dispositivo médico con la configuración 100 de una fuente de alimentación y un ordenador tal como la consola de ordenador 112.

Se ha construido un catéter con sus electrodos de anillo separados 1 mm entre sí y el electrodo de punta. Los datos empíricos han demostrado que la separación aproximada de 1 mm o 2 mm a lo largo de los electrodos de anillo promociona la formación de una lesión continua en las zonas situadas entre los electrodos, cuando los electrodos están energetizados simultáneamente utilizando energía de RF en fase, sin que la temperatura brusca afecte a lo que se ha observado al utilizar electrodos que han sido separados en serie a través de distintas longitudes. La separación de 1 mm da lugar a un solapado de la densidad de potencia dentro del tejido endomiocárdico dispuesto linealmente entre los electrodos separados en serie (202).

Se cree que esta separación del electrodo produce el fenómeno de la "concurrencia de cargas" en el cual la impedancia localizada de dicha parte del electrodo que está en la proximidad de otro electrodo (en su borde) aparece incrementada por la señal de energía en fase que se está aplicando concurrentemente en los electrodos adyacentes. Esto parece que provoca una reducción en la densidad de potencia en el borde del electrodo. En cualquier caso, se ha observado una distribución más uniforme de la temperatura a través del electrodo. Esto es importante porque los sensores de temperatura han estado fijados convencionalmente en el punto intermedio de un electrodo para la medida de su temperatura nominal. Así pues, dichos sensores no miden la elevación exponencial de la temperatura que tiene lugar en los bordes del electrodo, debido a la elevación de la densidad de potencia en los bordes del electrodo. Como resultado de ello, incluso en los sistemas en que se ha utilizado la monitorización de la temperatura de los electrodos, ha tenido lugar la coagulación de la sangre y el ensuciamiento del electrodo, sin informar al operador de la elevación significativa de la temperatura global.

En el procedimiento de la ablación utilizando el sistema de ablación anterior se reduce el tiempo requerido para completar el tratamiento, debido a que el catéter 200 solo requiere colocarlo en dos o más lugares distintos en el corazón. Todos los electrodos están energetizados durante aproximadamente uno a dos minutos. En comparación con un método de disparo secuencial, utilizando un catéter de múltiples polos, tal como el catéter 200, el tiempo de tratamiento se reduce hasta aproximadamente trece minutos para cada colocación del catéter, lo cual puede dar lugar a un ahorro de tiempo global de más de media hora en un procedimiento típico de ablación. Por el contrario, para crear una lesión lineal continua utilizando un catéter de un solo electrodo, se precisan varias lesiones individuales, del orden de cuarenta y cinco lesiones. No obstante, pueden ser necesarios hasta cinco minutos para posicionar el electrodo de punta con antelación a su disparo durante aproximadamente un minuto. Como resultado de ello, la parte de creación de la lesión del procedimiento puede ser de hasta cuatro horas, sin incluir el tiempo necesario para preparar al paciente.

Habiendo descrito las realizaciones preferidas de la presente invención, se comprenderá que la configuración y sistema anteriormente descritos son meramente ilustrativos de los principios de la presente invención, y que pueden diseñarse otras configuraciones y sistemas por los técnicos especializados en el arte, sin desviarse del alcance definido por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (22)

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

un catéter con electrodo (200) que tiene un conjunto de electrodos externos conductores y conectados individualmente (202, 204) dispuestos en una relación serie separada a lo largo de un eje;

una pluralidad de sensores de temperatura (208), asociados térmicamente con un electrodo diferente en el mencionado conjunto, para proporcionar una señal de la temperatura representativa de la temperatura de dicho electrodo;

una configuración de una fuente de alimentación de radiofrecuencia (100) que comprende una red de control de realimentación (106), adaptada para monitorizar continua y dinámicamente, con el fin de mantener constante la potencia, voltaje o temperatura en cada electrodo del mencionado conjunto; y

un ordenador (112) fijado operativamente y en comunicación de la señal con la mencionada configuración (100) de la fuente de alimentación, estando programado el mencionado ordenador para proporcionar señales de control a la mencionada configuración de la fuente de alimentación, para controlar individualmente cada electrodo en el mencionado conjunto, y para conmutar el mencionado conjunto de electrodos entre los modos de potencia constante, voltaje constante o temperatura constante.

2. El sistema de ablación de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la configuración (100) de la fuente de alimentación comprende además un oscilador de onda sinusoidal (104) y una pluralidad de módulos (110), en el que cada uno de los mencionados módulos contiene un circuito de control de un bucle de realimentación para mantener un o más de los mencionados electrodos (202, 204) a una potencia constante, voltaje constante o temperatura constante.

3. El sistema de ablación de acuerdo con la reivindicación 2, en el que el mencionado ordenador (112) incluye un software operativo, el cual está adaptado para proporcionar señales de control a los mencionados módulos (110) para controlar individualmente cada uno de los mencionados electrodos.

4. El sistema de ablación de acuerdo con las reivindicaciones 2 ó 3, en el que cada uno de la pluralidad de módulos (110) incluye un convertidor digital-analógico (DAC) (302), un amplificador de RF (306) y un sensor de señales (312), en el que el DAC (302) recibe una señal digital directamente de la mencionada red de control (106) para convertirla en una señal de amplificación analógica, que determina la ganancia del mencionado amplificador de RF (306), y en el que la salida de nivel fijo del mencionado oscilador (104) se amplifica mediante la ganancia variable provista por el mencionado amplificador de RF (306) con respecto a las señales de realimentación del electrodo asociado (202, 204), con el fin de mantener constante la potencia, un voltaje constante, o una temperatura constante en cada electrodo del mencionado conjunto.

5. El sistema de ablación de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 4, en el que el oscilador (104) de la mencionada configuración (100) de la fuente de alimentación proporciona una onda sinusoidal a cada amplificador de RF (306) de cada uno de los mencionados módulos (110), y siendo recibida la onda sinusoidal por cualquiera de los amplificadores de RF (306) en fase con la onda sinusoidal recibida por cualquier otro de los amplificadores de RF (306).

6. El sistema de ablación de acuerdo con las reivindicaciones 4 ó 5, en el que cada amplificador de RF (306) incluye una línea de detección (311), de forma que la mencionada red de control (106) determine y monitorice dinámicamente la resistencia del tejido que esté en proceso de ablación, y que ajuste en forma sensible la potencia o el voltaje suministrados a cada uno de los mencionados electrodos o bien la temperatura de cada uno de los mencionados electrodos.

7. El sistema de ablación de acuerdo con la reivindicación 6, en el que la detección del voltaje se lleva a cabo mediante convertidores RMS-CC.

8. El sistema de ablación de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 7, en el que cada uno de los mencionados módulos (110) incluyen un sensor de señales (312) para filtrar y amplificar las señales detectadas recibidas desde los mencionados sensores de temperatura (208), y en el que la salida de los mencionados sensores (312) se procesa dinámicamente por la mencionada red de control (106), regulando así la configuración (100) de la fuente de alimentación, para mantener la potencia constante, voltaje constante o la temperatura constante en cada uno de los mencionados electrodo desde los cuales se haya recibido la mencionada señal detectada.

9. El sistema de ablación de acuerdo con la reivindicación 8, en el que el mencionado sensor de señales (312) está provisto para cada par de sensores de electrodo/temperatura.

10. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que cada uno de los mencionados electrodos en el mencionado conjunto de electrodos están excitados simultáneamente a diferentes niveles de amplificación.

11. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que la mencionada red de control de realimentación (106) retorna una señal de amplificación para mantener constante la temperatura de cada uno de los electrodos.

12. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que la mencionada red de control de realimentación (106) retorna una señal de amplificación para mantener constante la potencia a través de cada uno de los mencionados electrodos.

13. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que la mencionada red de control de realimentación (106) retorna una señal de amplificación para mantener constante el voltaje a través de cada uno de los mencionados electrodos.

14. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que los mencionados electrodos en el mencionado conjunto de electrodos están separados de forma tal que la potencia suministrada a los electrodos adyacentes abarque el tejido entre los mencionados electrodos adyacentes en la forma suficiente para provocar la formación de una lesión continua.

15. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que los sucesivos electrodos adyacentes en el mencionado conjunto de electrodos, están separados con distintas distancias predeterminadas.

16. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un electrodo de retorno conectado a una salida (310) de potencia de tierra de los mencionados amplificadores de RF (306).

17. El sistema de ablación por radiofrecuencia, de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que uno de los mencionados electrodos en el mencionado conjunto de electrodos está dispuesto en la punta distal (202) del catéter, y los restantes electrodos (204) en el mencionado conjunto de electrodos son electrodos de anillo que rodean el mencionado eje.

18. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el mencionado sensor de la señal de temperatura es un dispositivo de un termopar, termistor o un dispositivo resistivo térmico.

19. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores en combinación con una configuración de una fuente de alimentación modular, en el que el oscilador de RF de onda sinusoidal y la red de control de realimentación están soportados en una placa madre (102), incluyendo la placa madre un receptáculo (108) adaptado para recibir en forma desmontable al menos un módulo (110), incluyendo el mencionado módulo:

al menos dos mencionados amplificadores de RF (306), y

la mencionada pluralidad de sensores de señales (312) para detectar los parámetros operativos predeterminados del dispositivo de ablación multipolar, y proporcionar las señales de entrada a la red de control de realimentación (106), en el que la mencionada pluralidad de sensores de señales (312) es funcionalmente igual en número a los mencionados amplificadores de RF (306).

20. La combinación de acuerdo con la reivindicación 19, que comprende además una pluralidad de los mencionados receptáculos (108).

21. El sistema de ablación por radiofrecuencia de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 18, en combinación con una configuración de una fuente de alimentación modular, en el que el oscilador (104) de RF de onda sinusoidal y la mencionada red de control de realimentación (106) están soportados en una placa madre (102), incluyendo la placa madre una pluralidad de receptáculos (108) adaptados cada uno para recibir al menos dos módulos (110) conectados en forma desmontable a los mencionados receptáculos, incluyendo cada uno de los mencionados módulos:

un mencionado amplificador de RF (306), y

un mencionado sensor de señales (312) para detectar los parámetros operativos predeterminados del mencionado polo del dispositivo de ablación multipolar, y proporcionar las señales de entrada a la mencionada red de control de realimentación (106).

22. El sistema de ablación por radiofrecuencia, de acuerdo con la reivindicación 21, en el que al menos dos módulos mencionados (110) incluyen la mencionada pluralidad de amplificadores de RF y un numero funcionalmente igual a los mencionados sensores de señales.