ES2333164T3 - Aparato para la cauterizacion de tejido. - Google Patents

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ES2333164T3 ES06759676T ES06759676T ES2333164T3 ES 2333164 T3 ES2333164 T3 ES 2333164T3 ES 06759676 T ES06759676 T ES 06759676T ES 06759676 T ES06759676 T ES 06759676T ES 2333164 T3 ES2333164 T3 ES 2333164T3
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Camran Nezhat
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Abstract

Aparato para la cauterización de tejido, que comprende: una pluralidad de electrodos (12, 14; 302, 304) para su colocación sobre superficies de tratamiento de una masa de tejido, tratándose cada uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) independientemente con respecto a la transmisión de energía y la monitorización, modulación y terminación del ciclo de RF; una fuente (16) de alimentación que puede conectarse a cada uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) para aplicar selectiva e independientemente potencia de alta frecuencia a los mismos para cauterizar el tejido (T) entre dichas superficies de tratamiento; y medios (320) para monitorizar dicha potencia de alta frecuencia próximos a dichos electrodos (12, 14; 302, 304) y/o próximos a dicho tejido (T); y para modular dicha potencia de alta frecuencia basándose en la monitorización de cualquiera de dos o más de corriente, voltaje, impedancia, energía, potencia, tiempo y temperatura.

Description

Aparato para la cauterización de tejido.
Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención
La invención se refiere en general a la cauterización de tejido. Más particularmente, la invención se refiere a un electrodo mejorado para la cauterización de tejido.
2. Descripción de la técnica anterior
La extirpación de tejido y órganos se requiere en varios procedimientos quirúrgicos para varios fines. Un problema importante en todos los procedimientos de extirpación de tejido es la hemostasia, es decir, la detención de la hemorragia. Todos los vasos sanguíneos que abastecen a un segmento de tejido u órgano que va a extirparse tienen que sellarse, o bien mediante sutura o bien mediante cauterización, para inhibir la hemorragia cuando se extirpa el tejido. Por ejemplo, cuando se extirpa el útero en una histerectomía, debe inhibirse la hemorragia en el cuello uterino que se reseca, así como a lo largo de los vasos que suministran sangre al útero por sus lados. De manera similar, los vasos sanguíneos del interior del hígado deben sellarse individualmente cuando se reseca una parte del hígado en relación con la extirpación de un tumor o con otros fines. El hígado es un órgano sumamente vascularizado y el sellado de los vasos sanguíneos lleva bastante tiempo. Es necesario lograr la hemostasia tanto en procedimientos quirúrgicos abiertos como en procedimientos quirúrgicos mínimamente invasivos. Sin embargo, en este último caso, debido al acceso limitado a través de la cánula y otros conductos pequeños, el sellado de los vasos sanguíneos puede llevar incluso más tiempo y ser más problemático.
Lograr la hemostasia es particularmente importante en procedimientos laparoscópicos y otros procedimientos de acceso limitado en los que el órgano u otro tejido debe dividirse en trozos antes de la extirpación. La mayoría de los órganos son demasiado grandes para extraerse intactos a través de una cánula u otro conducto de acceso limitado, requiriendo por tanto que el tejido se divida en trozos, por ejemplo, se corte, se triture o se rompa de otra manera en trozos
más pequeños, antes de la extirpación. Se apreciará que la división de tejido vascularizado puede ser muy problemática.
Por estos motivos, sería deseable proporcionar métodos, sistemas y aparatos mejorados para lograr la hemostasia en relación con procedimientos de extirpación de tejido y órganos. En particular, sería deseable proporcionar métodos y sistemas que permitan a un cirujano lograr la hemostasia de una manera que no lleve mucho tiempo, usando equipo quirúrgico fácilmente disponible, por ejemplo fuentes de alimentación de radiofrecuencia tal como se trata más adelante, mientras se reduce el riesgo y el traumatismo para el paciente. Sería más deseable si los métodos y sistemas fuesen aplicables a una amplia variedad de procedimientos de extirpación de tejido, incluyendo al menos histerectomías, resección de tejido hepático, colecistectomías, extirpación de la próstata, resección del pulmón y similares. Sería todavía más deseable si los métodos pudiesen proporcionar una hemostasia y coagulación completas o sustancialmente completas de todo el volumen de tejido que va a extirparse para facilitar procedimientos tales como una división posterior. Por ejemplo, la capacidad para dividir un tejido mientras que se minimiza la hemorragia tendrá un beneficio sustancial para el rendimiento de procedimientos laparoscópicos y otros procedimientos mínimamente invasivos, así como otros procedimientos quirúrgicos.
Se conoce el uso de energía de radiofrecuencia (RF) para necrosar órganos del organismo o partes de los mismos. La patente estadounidense número 4.979.948 describe un electrodo de balón que se infla en el interior de un útero y se usa para aplicar energía de RF para necrosar el revestimiento endotelial del útero. La patente estadounidense número 3.845.771 describe un guante que tiene electrodos flexibles en el dedo pulgar y el dedo corazón. El guante está destinado a conducir la corriente de RF hasta escalpelos, pinzas, etc. convencionales. La patente estadounidense número 4.972.846 describe pares de parches de electrodos útiles como cables de desfibrilador que están colocados directamente sobre el epicardio. Las patentes estadounidenses números 5.178.618 y 5.078.736 describen endoprótesis que pueden energizarse para aplicar energía de RF sobre el interior de una luz del organismo. Lorentzen et al. (1996) Min. Ivas. Ther. Allied Technol. 5:11-516 describen un electrodo de lazo que puede hacerse girar dentro del tejido para extirpar un volumen de tejido.
La patente estadounidense número 6.203.541 da a conocer un circuito automático que controla un instrumento quirúrgico, que tiene un par de electrodos bipolares. El circuito comprende medios para medir la corriente entre el par de electrodos, un circuito de detección de la impedancia que está en comunicación eléctrica con los medios de medición de la corriente, un comparador que tiene una comunicación eléctrica con el circuito de detección de la impedancia, y un controlador que está conectado eléctricamente al comparador. El circuito de detección de la impedancia calcula la impedancia entre los electrodos basándose en las corrientes medidas y genera una primera señal indicativa de la impedancia calculada. El comparador procesa la primera señal y genera una señal de activación si la impedancia calculada se encuentra dentro de un intervalo predeterminado de valores de impedancia y genera una señal de desactivación si la impedancia calculada supera un umbral de desactivación. El controlador recibe las señales de activación y desactivación y transmite la primera señal de control a una estación de salida de energía de radiofrecuencia para activar los electrodos en respuesta a la señal de activación y transmite la segunda señal de control a la estación de salida de radiofrecuencia para desactivar los electrodos en respuesta a la señal de desactivación.
La patente estadounidense 6.398.779 enseña un método para sellar de manera electroquirúrgica un tejido que incluye las etapas de aplicar un pulso inicial de energía de RF al tejido, teniendo el pulso características seleccionadas de modo que no se caliente el tejido de manera apreciable; medir el valor de la impedancia del tejido en respuesta al pulso aplicado; y según el valor de impedancia medido, determinar un conjunto inicial de parámetros de pulso para su uso durante un primer pulso de energía de RF aplicado al tejido. La invención enseña cómo variar los parámetros de pulso de los individuales de pulsos de energía de RF posteriores según al menos una característica de un tránsito eléctrico que se produce durante pulsos de energía de RF posteriores. El método termina la generación de pulsos de energía de RF posteriores tras la determinación de que el tránsito eléctrico está ausente o de que se ha alcanzado un voltaje de salida mínimo.
La patente estadounidense número 5.443.463 enseña unas pinzas de coagulación para coagular selectivamente vasos sanguíneos o tejido que contiene vasos sanguíneos. El método enseñado implica la colocación de los vasos sanguíneos o tejido que contiene vasos sanguíneos entre las puntas de la pinza, conteniendo las mordazas de las pinzas una pluralidad de electrodos que se energizan mediante potencia de radiofrecuencia. Una pluralidad de sensores están asociados con los electrodos, y en contacto con los vasos o el tejido, para medir el aumento de temperatura del tejido o los vasos sanguíneos y para proporcionar una retroalimentación a la potencia de radiofrecuencia para controlar el calentamiento para llevar a cabo la coagulación de los vasos o el tejido. La invención también enseña que la punta superior del dispositivo puede dividirse en dos partes con la cuchilla cortante entre las dos partes superiores para proporcionar el corte de los vasos coagulados posteriormente a la coagulación.
Es un objetivo de la invención proporcionar un enfoque para cauterizar una masa de tejido grande a lo largo de una extensión grande, en el que el espesor y la constitución del tejido varían a través de la extensión de la masa de tejido, sin cauterizar demasiado algunas zonas ni cauterizar demasiado poco otras.
Este objetivo se logra mediante un aparato según la reivindicación 1.
Sumario de la invención
La invención proporciona métodos, sistemas y aparatos que facilitan la cauterización de tejido en relación con procedimientos tales como extirpación y resección de tejido de pacientes que se someten a una amplia variedad de procedimientos. Los procedimientos pueden implicar la extirpación de todo un órgano, por ejemplo, histerectomías, colecistectomías, extirpación de la próstata, resección del pulmón y similares. Alternativamente, los métodos pueden implicar la extirpación de una parte de un órgano u otro tejido, tal como extirpación de tumores, a menudo a partir de órganos sumamente vascularizados, tales como el hígado, el pulmón o similares. Los métodos implican generalmente dos etapas, en las que en primer lugar el tejido se necrosa o cauteriza en su totalidad o en parte usando energía de radiofrecuencia. En particular, la cauterización se efectúa al menos a lo largo de un plano de resección deseado dentro del tejido. Entonces se reseca el tejido a lo largo de dicho(s) plano(s). De manera ventajosa, se ha encontrado que la resección dentro del tejido necrosado o cauterizado minimiza sustancialmente, y en algunos casos elimina, la hemorragia provocada por la resección del tejido. Preferiblemente, la cauterización del tejido se efectúa a lo largo de un volumen diana de tejido, normalmente un órgano entero o una parte del mismo, por ejemplo el útero, el lóbulo de un hígado, una sección del pulmón, la próstata o similares. Al efectuar la cauterización sustancialmente completa de un volumen de tejido diana, la capacidad de hemorragia de ese tejido se reduce o elimina, facilitando así la posterior división y extirpación del tejido. Por tanto, la extirpación de órganos y tejido se facilita en gran medida con una reducción sustancial en la hemorragia y el tiempo necesario para llevar a cabo el procedimiento
quirúrgico.
En un primer aspecto específico, los métodos según la invención comprenden colocar al menos una primera estructura de electrodo y una segunda estructura de electrodo contra superficies distanciadas de una masa de tejido, normalmente contra superficies opuestas de la masa de tejido. Las estructuras de electrodo primera y segunda pueden tener en general geometrías similares para entrar en contacto con el tejido de una manera simétrica. Alternativamente, las estructuras de electrodo pueden tener geometrías distintas, por ejemplo una de las estructuras de electrodo puede configurarse como una sonda para su inserción en un orificio natural del organismo, configurándose la otra estructura de electrodo para su colocación contra una superficie de tejido exterior distanciada de dicho orificio. En algunos casos, pueden emplearse más de dos estructuras de electrodo, pero al menos dos estructuras de electrodo (o regiones separadas de una única estructura) se energizan con polaridad opuesta para proporcionar la aplicación de la energía de radiofrecuencia al tejido. En algunos otros casos, las estructuras de electrodo pueden ser regiones diferentes formadas como parte de una única estructura de soporte, por ejemplo un único tubo o carcasa elástico que puede colocarse a lo largo de un órgano u otra masa de tejido y que tiene dos o más superficies de electrodo formadas sobre el mismo. Por supuesto, las diferentes superficies de electrodo se aíslan entre sí cuando están destinadas a aplicar energía de alta frecuencia de polaridades opuestas. Igualmente, es importante también que los electrodos no estén en contacto si son de polaridad similar. Todavía en otros casos, una única estructura de electrodo puede tener una pluralidad de regiones eléctricamente conductoras o activas, en las que las regiones eléctricamente conductoras pueden energizarse con la misma polaridad o una polaridad opuesta. En otros casos, las estructuras de electrodo pueden dotarse de elementos de penetración en el tejido para potenciar el contacto electrodo-tejido y aumentar el área disponible total de
la(s) región/regiones eléctricamente activa(s) en la estructura de electrodo para suministrar energía de alta frecuencia al tejido. El uso de tales elementos de penetración en el tejido puede ser además de o en lugar del uso de electrodos de superficie rígida o conformable. En todos los casos, las estructuras de electrodo, o regiones eléctricamente activas de las mismas, están configuradas para colocarse sobre una parte o un segmento sustancialmente continuo de la superficie de tejido que tiene un área mínima tal como se expone más adelante. Cuando se usan elementos de penetración en el tejido, normalmente están dispersos de una manera generalmente uniforme a lo largo del área eléctricamente activa de la estructura de electrodo.
Se aplica potencia de alta frecuencia (habitualmente radiofrecuencia) a la masa de tejido a través de región/regiones eléctricamente activa(s) de las estructuras de electrodo, y la potencia se aplica durante un tiempo y en una cantidad suficientes para cauterizar o necrosar el tejido entre dichos electrodos, preferiblemente al menos a lo largo de un plano de resección deseado. A menudo, se reseca un volumen del tejido mediante división, por ejemplo, mediante molienda, trituración o corte en pequeños trozos, o similares. Tal división se facilita en gran medida mediante la necrosis del volumen de tejido diana. Por necrosado, quiere decirse que las células del tejido se han destruido y que la hemorragia del tejido, tras la resección posterior, se ha inhibido sustancialmente. El tejido se reseca habitualmente a lo largo de un plano dentro de la masa de tejido necrosado, con hemorragia mínima tal como se describió anterior-
mente.
Las regiones eléctricamente activas de las estructuras de electrodo tienen un área de al menos 1 cm^{2}, más habitualmente al menos 2 cm^{2}, teniendo a menudo áreas de 5 cm^{2} o mayores, teniendo más a menudo áreas de 10 cm^{2} o mayores, teniendo todavía más a menudo áreas de 50 cm^{2} o mayores. Los electrodos pueden tener una amplia variedad de características, pueden ser generalmente rígidos, flexibles, elásticos, maleables, conformables o similares. Preferiblemente, los electrodos son flexibles para facilitar la colocación del electrodo contra, y de conformidad con, una superficie de tejido. En al menos algunos casos, es deseable proporcionar electrodos flexibles, elásticos que pueden conformarse alrededor de la periferia externa de una superficie de órgano o tejido, en los que la naturaleza elástica del electrodo garantiza una colocación firme y un contacto del electrodo. Sin embargo, en otros casos, los electrodos pueden configurarse específicamente para que tengan una geometría deseada para colocarse sobre una superficie de tejido particular.
La energía de alta frecuencia aplicada al órgano o tejido se proporciona generalmente en radiofrecuencia normalmente, pero no limitada, al intervalo de desde 100 kHz hasta 10 MHz, habitualmente desde 200 kHz hasta 750 kHz. Los niveles de potencia dependen del área de superficie y el volumen de tejido que están tratándose, aunque generalmente se encuentran dentro del intervalo de desde 10 W hasta 500 W, habitualmente desde 25 W hasta 250 W, más habitualmente desde 50 W hasta 200 W. La potencia se aplica habitualmente a un nivel de desde 1 W/cm^{2} hasta 500 W/cm^{2}, más habitualmente desde 10 W/cm^{2} hasta 100 W/cm^{2}. La potencia se aplica durante un tiempo suficiente para elevar la temperatura del tejido en la masa de tejido que está tratándose hasta por encima de un nivel umbral requerido para la cauterización o necrosis, estando habitualmente por encima de al menos 60ºC, estando frecuentemente por encima de 70ºC y a menudo por encima de 80ºC, o superior. Sin embargo, la aplicación de energía debe ser limitada, de modo que el tejido adyacente no se caliente de manera significativa o se dañe de otra manera. El uso de electrodos opuestos, bipolares es particularmente ventajoso a este respecto porque concentra el flujo de energía entre los electrodos y limita el efecto sobre el tejido adyacente que no está confinado dentro de los electrodos opuestos. El tejido necrosado resultante puede comprender sustancialmente todo el órgano que está tratándose, o en otros casos puede comprender una región más estrecha, por ejemplo una región plana.
En otro aspecto, la invención comprende sistemas que incluyen al menos una pluralidad de electrodos, y una fuente de alimentación que puede conectarse a los electrodos para aplicar, por ejemplo, potencia de alta frecuencia, bipolar entre ellos. Los electrodos pueden configurarse generalmente tal como se describió anteriormente, y se portan habitualmente por una sonda electroguirúrgica para facilitar su despliegue. La sonda puede tener una amplia variedad de configuraciones, pero habitualmente comprende al menos un cuerpo y un asa para manipular el cuerpo. Los electrodos se montan en un extremo distal del cuerpo y pueden manipularse habitualmente desde el extremo proximal del cuerpo de modo que pueden abrirse y cerrarse en relación entre sí para colocar y capturar un órgano u otra masa de tejido entre ellos. Los electrodos pueden tener cualquiera de las propiedades descritas anteriormente y, en particular, pueden comprender una malla metálica o metalizada que puede conformarse y colocarse elásticamente en las superficies de los tejidos. Las sondas electroquirúrgicas pueden usarse de una manera bipolar convencional, es decir, en la que cada electrodo se alimenta a una polaridad opuesta. Alternativamente, las superficies de los electrodos pueden alimentarse a la misma polaridad con otro electrodo o electrodos usado(s) para completar el circuito de alta frecuencia. Normalmente, el/los otro(s) electrodo(s) está(n) en forma de una o más sondas que puede(n) insertarse en una luz u orificio natural del organismo o que puede(n) introducirse en un órgano u otra masa de tejido. La(s) sonda(s) puede(n) conformarse a una luz natural y/o puede introducirse solución salina u otro fluido eléctricamente conductor en la luz para ayudar a establecer la trayectoria conductora.
En una realización específica, un dispositivo electroquirúrgico puede comprender una única estructura conformable, tal como un elemento tubular elástica o no elásticamente expansible, por ejemplo una malla trenzada tubular expansible. Los electrodos se forman en una pluralidad de ubicaciones a lo largo de la estructura de soporte conformable y se aíslan habitualmente entre sí, por ejemplo o bien aplicando aislamiento o bien confiando en la naturaleza inherentemente no conductora de la estructura de soporte conformable.
Breve descripción de los dibujos
La figura 1 es una ilustración conceptual del sistema y método de la invención que emplea una pluralidad de electrodos de placa, rígidos;
la figura 2 ilustra una sonda electroquirúrgica que comprende una configuración de estructura de electrodo en la que cada estructura de electrodo comprende una pluralidad de superficies activas eléctricamente aisladas;
la figura 3 es un diagrama de bloques esquemático que ilustra una generador de potencia según la invención; y
la figura 4 es un diagrama de flujo que muestra un algoritmo para la modulación de la potencia según la invención.
Descripción de las realizaciones específicas
Los métodos, sistemas y aparatos de la invención son útiles para tratar una variedad de órganos, partes de órganos u otras regiones de tejido sólido en un paciente. El órgano u otra masa de tejido tiene superficies de tejido distanciadas, habitualmente superficies de tejido opuestas, que son accesibles a estructuras de electrodo y que permiten la aplicación de potencia de radiofrecuencia entre dichas superficies. Las superficies de tejido pueden ser fácilmente accesibles o pueden requerir tratamiento previo para lograr el acceso, por ejemplo, disección roma, resección de pequeños tejidos o vasos sanguíneos usando técnicas quirúrgicas convencionales, o similares. Los órganos que pueden tratarse mediante la invención incluyen el útero, hígado, próstata, riñón, intestino, páncreas, pulmón, las mamas, los músculos y similares.
Los órganos y otro tejido se tratan con potencia de radiofrecuencia bipolar dirigida a regiones de tejido diana que se definen por la colocación distanciada de las estructuras de electrodo. La potencia de radiofrecuencia puede suministrarse mediante fuentes de alimentación electroquirúrgicas de propósito general convencionales que funcionan a cualquier frecuencia aceptada, normalmente en los intervalos expuestos anteriormente. Las fuentes de alimentación pueden emplear formas de onda sinusoidales o no sinusoidales convencionales y pueden funcionar con niveles de potencia fijos o controlados, en los que puede seleccionarse el voltaje, la corriente o ambos. Están disponibles fuentes de alimentación adecuadas de proveedores comerciales, tales como Valleylab, Aspen y Bovie. En algunos casos, será deseable usar transformadores de adaptación de la impedancia entre la fuente de alimentación y los electrodos para potenciar la eficiencia del suministro de energía.
Los electrodos pueden configurarse de cualquier manera adecuada para colocarse sobre una superficie de tejido. Por tanto, los electrodos pueden ser rígidos, flexibles, elásticos, inelásticos (no distensibles), planos, no planos, o similares, y pueden emplear opcionalmente elementos de penetración en el tejido para potenciar el contacto eléctrico entre la estructura de electrodo y el tejido, así como para aumentar el área de electrodo. Configuraciones de electrodo preferidas son o bien conformables de modo que puedan colocarse contra y conformarse a superficies de tejido que difieren ampliamente (véase, por ejemplo, la solicitud de patente estadounidense US 2007/0213711 A1 de la misma), o bien se configuran específicamente para que tengan una geometría destinada a colocarse sobre una geometría de tejido u órgano particular. En ambos casos, las estructuras de electrodo pueden dotarse además de elementos de penetración en el tejido. Se tratan a continuación en el presente documento ejemplos de cada uno.
Una configuración de electrodo usa una malla metalizada que es tanto flexible como elástica. Tales mallas son adecuadas para su uso en electrodos retráctiles, tales como electrodos retráctiles útiles para procedimientos mínimamente invasivos. Las mallas pueden suspenderse en o entre elementos de armazón más rígidos, pudiéndose expandir o contraer por sí mismos los elementos de armazón para desplegar los electrodos de malla. Tales mallas son también útiles para fabricar carcasas o tubos elásticos que pueden colocarse sobre un órgano o masa de tejido como un calcetín. En el caso de tales electrodos tubulares, a menudo es deseable formar dos o más superficies de electrodo diferenciadas en una única malla, en la que las superficies de electrodo se aíslan, habitualmente en virtud de las propiedades del material de la propia malla, es decir, son poliméricas y no conductoras. Las mallas elásticas pueden estar en forma de una estructura trenzada u otra estructura tejida, por ejemplo, tal como se describe en las patentes estadounidenses números 5.431.676; 5.234.425; y 4.018.230. El uso de estructuras trenzadas radialmente expansibles es deseable porque el diámetro de la luz de recepción del tejido en el mismo puede controlarse mediante la elongación axial. Es decir, la estructura trenzada puede expandirse acortando su longitud y contraerse extendiendo su longitud. Todas las estructuras trenzadas y de malla de este tipo pueden metalizarse mediante técnicas de revestimiento sin corriente eléctrica convencionales. Los metales adecuados para el revestimiento incluyen oro, plata, cobre, acero inoxidable y combinaciones y aleaciones de los mismos. Los materiales de malla elastomérica adecuados incluyen una amplia variedad de elastómeros. Los materiales de malla trenzada adecuados incluyen nailon y otros polímeros generalmente no distensibles.
Todos los tipos de estructuras de electrodo pueden configurarse para que tengan una superficie conductora y una superficie no conductora. Esto se logra habitualmente dejando una superficie como una cara metálica expuesta, mientras que la otra superficie del electrodo se cubre o aísla. En el caso de electrodos rígidos, el aislamiento puede laminarse, recubrirse o aplicarse de otra forma directamente en la superficie opuesta. En el caso de electrodos flexibles y elásticos, es necesario que la capa de aislamiento sea también flexible de modo que pueda expandirse y contraerse junto con el electrodo sin que se pierda o se quite. En algunos casos, es deseable emplear una lámina de material separada que se expande junto con el electrodo y que cubre la cara que se desea aislar.
En referencia ahora a la figura 1, un sistema 10 según la invención comprende un primer electrodo 12 compuesto, un segundo electrodo 14 y una fuente 16 de alimentación de radiofrecuencia. El primer electrodo comprende una pluralidad de placas rígidas que están conectadas independientemente a un polo de la fuente 16 de alimentación y el segundo electrodo es una placa rígida conectada al polo opuesto. En otras realizaciones, el segundo electrodo podría ser no rígido y podría representar múltiples electrodos también. De hecho, en ciertos casos son preferibles múltiples electrodos de retorno. Los electrodos 12 y 14 pueden colocarse contra una masa de tejido T para colocarse sobre superficies opuestas del mismo. Entonces se aplica selectivamente potencia de radiofrecuencia al tejido a través de cualquier combinación de la pluralidad de placas rígidas que forman el electrodo 12 (tal como se trata en mayor detalle a continuación) para cauterizar la masa de tejido que se captura entre los electrodos 12 y 14 completamente. Tras cauterizar el tejido, puede resecarse a lo largo de una línea dentro de la región de tejido cauterizada. De manera ventajosa, la resección dentro del tejido cauterizado minimiza la hemorragia y simplifica la hemostasia.
Para su uso en la cauterización del tejido de, por ejemplo, el útero, pueden colocarse electrodos conformables sobre superficies exteriores opuestas del útero. En lugar de aplicar energía de alta frecuencia de polaridades opuestas, tal como se describe en general anteriormente, los electrodos pueden alimentarse a una polaridad común mediante una fuente de alimentación. Puede insertarse una sonda en la cavidad uterina y alimentarse a la polaridad opuesta. De este modo, las superficies de tejido opuestas comprenden el revestimiento interior de la cavidad uterina por un lado y la superficie exterior del útero por otro lado. En el caso del útero, generalmente es deseable cauterizar sustancialmente toda la masa de tejido, con la posible excepción del cuello uterino. Sin embargo, en el caso de otros órganos del organismo y masas de tejido, puede ser deseable cauterizar sólo una parte del tejido. La energía de alta frecuencia puede dirigirse a partes limitadas del tejido eligiendo las configuraciones de los electrodos.
Preferiblemente, los electrodos comprenden una pluralidad de diferentes regiones eléctricamente conductoras, pudiéndose aislar las regiones eléctricamente entre sí o pudiéndose acoplar entre sí. Las estructuras de un único electrodo pueden incluir tres, cuatro, cinco y tantas como diez o más regiones eléctricamente conductoras diferenciadas en las mismas. Tales regiones eléctricamente conductoras se definen habitualmente mediante estructuras o regiones eléctricamente aislantes entre ellas. Si se desea que dos o más de las regiones eléctricamente conductoras estén eléctricamente acopladas, pueden proporcionarse pequeñas conexiones eléctricas para salvar el aislamiento entre las regiones. Habitualmente, al menos alguna de las regiones aisladas, eléctricamente conductoras en las estructuras de electrodo se alimentan a polaridades opuestas, y en algunos casos los métodos de la invención pueden realizarse usando sólo una única estructura de electrodo que tiene múltiples regiones eléctricamente conductoras en la misma. Alternativamente, pueden alimentarse regiones aisladas, eléctricamente conductoras en una única estructura de electrodo a la misma polaridad, cuando un fin principal de las diferentes regiones es controlar o configurar el flujo eléctrico de alta energía que está suministrándose a la masa de tejido. Por ejemplo, puede ser deseable suministrar energía eléctrica de alta frecuencia a regiones distanciadas de una masa de tejido sin cauterizar otras zonas entremedias o adyacentes a la región que va a cauterizarse. En tales casos, las estructuras de electrodo pueden configurarse mediante la colocación apropiada de las regiones eléctricamente conductoras.
La figura 2 ilustra un sistema 300 que comprende un par de estructuras 302 y 304 de electrodo. Al menos una de las estructuras 304 de electrodo comprende una pluralidad de bandas 310 eléctricamente conductoras individuales que están distanciadas de manera que están eléctricamente aisladas entre sí. En otras realizaciones, las bandas conductoras pueden separarse mediante material eléctricamente aislante. Las bandas 310 eléctricamente conductoras pueden alimentarse selectivamente a diferentes polaridades en prácticamente cualquier patrón. A menudo, es deseable energizar las bandas de modo que bandas adyacentes tengan polaridades opuestas. Los expertos en la técnica apreciarán que los electrodos pueden ser diferenciados o que pueden formarse mediante técnicas tales como cribado, electrodeposición y similares.
Hasta este punto de la descripción, las superficies eléctricamente conductoras de las estructuras de electrodo han comprendido generalmente componentes rígidos o conformables que tenían geometrías de superficie continua, es decir, geometrías de superficie que se seleccionan para crear una superficie de contacto ininterrumpida con la superficie del tejido contra el que se colocan. En algunos casos, puede ser deseable proporcionar componentes o estructuras adicionales en las estructuras de electrodo para potenciar o aumentar el área de contacto eléctrico eficaz entre la estructura de electrodo y la superficie del tejido. En particular, a menudo es deseable proporcionar elementos de penetración en el tejido en las estructuras de electrodo tanto para aumentar el contacto eléctrico, es decir, reducir la impedancia eléctrica entre el electrodo y el tejido como, de manera más importante, aumentar el área de contacto de superficie total entre el electrodo y el tejido. Los elementos de penetración en el tejido pueden ser agujas, alfileres, salientes, canales o similares, pero habitualmente son alfileres que tienen extremos distales afilados de modo que pueden penetrar a través de la superficie de tejido y al interior de la masa de tejido subyacente. Las alfileres pueden tener profundidades en el intervalo de desde 1 mm hasta 5 cm, siendo habitualmente de desde 3 mm hasta 1 cm. Los diámetros de las alfileres pueden ser de desde 0,1 mm hasta 5 mm, siendo habitualmente de desde 0,5 mm hasta 3 mm. Habitualmente, las alfileres se distribuyen uniformemente sobre el área de contacto con el tejido de una estructura de electrodo, con una densidad de alfileres en el intervalo de desde 0,1 alfileres/cm^{2} hasta 10 alfileres/cm^{2}, habitualmente desde 0,5 alfileres/cm^{2} hasta 5 alfileres/cm^{2}. Habitualmente, los alfileres u otros elementos de penetración en el tejido se proporcionan además de una superficie de electrodo conformable o rígida eléctricamente conductora, pero en algunos casos los alfileres pueden proporcionar el área eléctricamente conductora o activa total de una estructura de electrodo.
Un sistema que comprende una pluralidad de estructuras de electrodo puede incluir bandas eléctricamente conductoras separadas, por ejemplo, por varillas aislantes. Sin embargo, además, los alfileres de penetración en el tejido pueden disponerse a lo largo de cada una de las bandas eléctricamente conductoras. Se aprecia que se dispone una pluralidad de alfileres a lo largo de la longitud de cada banda. Las estructuras de electrodo son generalmente de configuración curvada de modo que pueden colocarse sobre una masa de tejido o estructura del organismo tubular. Sin embargo, se aprecia que las bandas pueden formarse a partir de mallas conformables que permiten que las estructuras de electrodo se aplanen o asuman una amplia variedad de otras configuraciones. Adicionalmente, las estructuras aislantes también pueden formarse a partir de un material flexible o conformable, que permite una reconfiguración adicional de las estructuras de electrodo.
Las bandas eléctricamente conductoras pueden energizarse en una configuración de polaridad alterna. De la manera más sencilla, se conectan bandas adyacentes a polos opuestos en una única fuente de alimentación. Sin embargo, es una cuestión sencilla reordenar las conexiones eléctricas para alimentar las bandas en prácticamente cualquier patrón. Además, también es posible aislar diferentes regiones de cada banda eléctricamente, por ejemplo las n.º 1 y 2 para permitir la alimentación de esas regiones a diferentes polaridades.
Usando el sistema 300, puede lograrse una variedad de patrones de cauterización de tejido diferentes mediante energización selectiva de diferentes regiones o superficies de electrodo. Energizando selectivamente dos superficies de electrodo adyacentes de una manera bipolar, mientras que se dejan todas las otras superficies sin energizar, se cauteriza una región de tejido limitada. En cambio, energizando otras superficies de electrodo, por ejemplo las n.º 4, 5, 6 y 7, se cauteriza una región mucho más grande. Se logran patrones ligeramente diferentes dependiendo del patrón preciso de la polaridad de las superficies de electrodo. Las superficies de electrodo pueden energizarse en un patrón de polaridad alterna (+, -, +, -) para producir un patrón de cauterización de tejido. También podrían usarse patrones de (+, +, -, -); (+, -, -, +); (-, +, +, -) etc., para producir patrones de tejido cauterizado algo diferentes.
La figura 2 ilustra una sonda 50 electroquirúrgica que incluye un par de mordazas 56 que tienen un extremo 58 distal y un extremo 60 proximal. Alternativamente, esta sonda puede comprender un cuerpo que es normalmente un cilindro dimensionado para su introducción a través de una cánula convencional del tipo usado en cirugía mínimamente invasiva. Por tanto, el cuerpo tiene normalmente un diámetro en el intervalo de desde 5 mm hasta 15 mm, siendo habitualmente de manera nominal de 5 mm, 10 mm o 12 mm, para que sea compatible con las cánulas convencionales. La longitud del cuerpo está normalmente en el intervalo de desde 10 cm hasta 30 cm, dependiendo el intervalo particular del procedimiento previsto.
La sonda 50 electroquirúrgica incluye un montaje 62 de asa que se acopla al extremo 60 proximal de las mordazas 56. El asa incluye un montaje 64 de palanca que se conecta para accionar los electrodos 304 después de que se desplieguen. El asa también incluye un conector coaxial para conectar los electrodos a una fuente de alimentación electroquirúrgica, tal como se describe en el presente documento, aunque los electrodos también pueden alimentarse mediante fuentes de alimentación convencionales.
La sonda 50 electroquirúrgica puede emplearse para cauterizar y resecar una parte del hígado. Por ejemplo, la sonda puede introducirse a través de una cánula, y los electrodos hacerse avanzar y abrirse de modo que puedan capturar una parte del hígado L que va a extirparse. Tras cerrar los electrodos contra superficies opuestas del hígado, puede aplicarse la energía de radiofrecuencia, tal como se describió anteriormente. Tras cauterizar el tejido completamente, puede resecarse a lo largo de cualquier línea dentro de la masa de tejido necrosado. Opcionalmente, la sonda electroquirúrgica puede usarse para cauterizar una serie de masas de tejido adyacentes entre sí para cauterizar y resecar una masa de tejido más grande de lo que sería posible usando sólo una única aplicación de energía de radiofrecuencia.
En una realización, los electrodos pueden usarse, por ejemplo, para cauterizar y resecar un útero. El útero comprende un cuerpo principal que tiene trompas de falopio que se extienden desde cada lado. Además de las trompas de falopio, varios vasos sanguíneos grandes se extienden generalmente desde la línea media del útero. Los electrodos pueden colocarse sobre las superficies anterior y posterior del útero quedando las trompas de falopio unidas y extendiéndose hacia fuera entre las estructuras de electrodo. Dependiendo del procedimiento, en algunos casos las trompas de falopio se incluirán en la región sellada, cauterizada y diseccionada y, en otros, la elección puede ser no sellar ni cauterizar las trompas de falopio. Esta decisión se basa en si los ovarios van a extirparse junto con el útero o no. Entonces puede aplicarse potencia de radiofrecuencia al útero, normalmente a un nivel de potencia en el intervalo de desde 10 W/cm^{2} hasta 100 W/cm^{2} durante un tiempo en el intervalo de desde 10 s hasta 20 min., hasta que el cuerpo del útero está completamente necrosado de manera sustancial. Debido a la geometría de los electrodos, el cuerpo del útero necrosado termina a lo largo de una línea generalmente en el extremo del cuello uterino, así como a lo largo de líneas adyacentes a las trompas de falopio. Entonces puede resecarse el útero a lo largo de líneas dentro de la región de tejido cauterizado pero adyacentes al cuello uterino y a las trompas de falopio. La resección dentro de las regiones cauterizadas del útero minimiza sustancialmente la hemorragia y facilita la hemostasia. Entonces puede extirparse el útero, o bien intacto en el caso de procedimientos quirúrgicos abiertos. En el caso de procedimientos mínimamente invasivos, el útero puede opcionalmente dividirse (triturarse en pequeños trozos) antes de su
extirpación.
En una realización de la invención, están previstos electrodos paralelos a lo largo del dispositivo, evitando así el contacto positivo-negativo si se ponen en contacto electrodos y mordazas opuestos. En esta realización, los electrodos cargados de manera opuesta que se montan en las mismas mordazas deben montarse en un material no conductor para evitar que se produzcan cortocircuitos.
Las mordazas pueden estar desviadas mediante un material compresivo blando, tal como un caucho de espuma, para evitar que los electrodos entren en contacto, mientras que se garantiza un contacto seguro con todo el tejido intermedio. Esta realización de la invención puede adaptarse a espesores de tejido variables, que se espera que estén probablemente por encima de 5-10 cm de tejido.
Para evitar que zonas locales de alta impedancia tengan un impacto sobre la impedancia global del sistema a lo largo de todo el electrodo, y que por tanto se reduzca posiblemente la salida de potencia de todo el sistema a medida que el voltaje alcanza su capacidad máxima, pueden ubicarse múltiples electrodos físicamente en serie. Estos electrodos pueden alimentarse simultáneamente o en una serie secuencial repetitiva u otra. Los electrodos también pueden alimentarse de manera completamente independiente entre sí. De esta manera, si una zona ya se ha sellado bien y por tanto ha alcanzado un alto valor de impedancia, no afecta a otras regiones en las que el tejido no se ha sellado aún, y tiene por tanto una impedancia inferior, es decir, la impedancia aumenta a medida que se produce el sellado y esto puede limitar la transmisión de potencia. Cada electrodo o par de electrodos puede tener perfiles de suministro de energía y potencia únicos, basados en las propiedades del tejido en una posición/ubicación de electrodo específica.
Tal como debe resultar evidente a partir de la descripción en el presente documento, hay un beneficio de usar electrodos de electrocirugía más largos u otros mecanismos de impedancia de sellado de alta energía para ahorrar tiempo de funcionamiento en varios procedimientos quirúrgicos. Por ejemplo, dependiendo de la constitución del tejido implicado y su espesor a lo largo de la longitud del tejido que va a cauterizarse, pueden optimizarse las variaciones de geometría tanto de las mordazas electroquirúrgicas como de la fuente de alimentación para facilitar la extirpación quirúrgica de parte o todos los órganos particulares.
Por ejemplo, el tejido conjuntivo o los ligamentos del útero son relativamente finos y de impedancia relativamente baja, es decir, inferior a tres ohmios en muchos casos antes de suministrarse energía al tejido, basándose en modelos animales. Sin embargo, esta impedancia no es constante, tanto a lo largo de la longitud del tejido que está cauterizándose como durante el transcurso de la cauterización. Por tanto, una fuente de alimentación con una capacidad de, por ejemplo, menos de 100 voltios no es adecuada para sellar y coagular todo el tejido y los vasos sanguíneos que sustentan el órgano completamente debido a que a menudo es necesario elevar el voltaje tras aplicar inicialmente potencia para cauterizar el tejido para mantener los niveles de potencia en vista de la impedancia creciente a medida que avanza el proceso de sellado y cauterización. Además, para órganos o tejidos más gruesos, tales como el hígado, los pulmones, el intestino, o para segmentos más largos de tejido, es probable que se requieran voltajes significativamente superiores. Para ubicaciones o tejidos más delicados, niveles de energía de potencia de alto voltaje pueden no ser seguros. Además, debido a la impedancia superior de algunos de estos órganos y tejidos, la fuente de alimentación debe tener un punto de corte suficiente para interrumpir la alimentación al órgano al final del ciclo de sellado. Por tanto, la fuente de alimentación debe terminar automáticamente el flujo de corriente al tejido una vez que la fuente de alimentación ha determinado la finalización del ciclo de sellado. Aunque la interrupción manual del suministro de potencia es una opción, es menos deseable debido a que es subjetiva y es menos probable que incluya un análisis preciso del estado del tejido u órgano. El sistema de retroalimentación automático dado a conocer en el presente documento evita un quemado o calentamiento excesivos de los órganos y tejidos sanos circundantes, así como minimiza la adhesión de tejido a los electrodos, mientras que se garantiza un sellado adecuado de los vasos. Por tanto, la fuente de alimentación del presente documento tiene múltiples ajustes regulables que el usuario puede seleccionar basándose en el órgano que va a tratarse. Una caracterización previa de cada órgano determina curvas y límites de voltaje prefijados, así como parámetros de parada (punto final) basados en los datos de tiempo, impedancia, voltaje, corriente, temperatura o energía, o alguna combinación de éstos para cada órgano específico. Por tanto, se usan procesos que optimizan la seguridad y eficacia para el procedimiento específico. Basándose en el grado de vascularidad y el tamaño de los vasos sanguíneos presentes, diversos tejidos y órganos pueden requerir diferentes ajustes también.
Otra realización de la invención lleva a cabo una ráfaga de prueba de corriente a través del tejido durante un periodo de tiempo corto, es decir, inferior a cinco segundos, a un nivel de potencia bajo, seguro. Los datos del perfil generados durante este periodo se programan automáticamente y de manera rápida, es decir, en menos de cinco segundos, en un algoritmo que optimiza el voltaje, la energía, el tiempo y/o la potencia suministrados basándose en las condiciones determinadas durante el periodo de prueba para sellar el tejido u órgano de manera segura y eficaz.
Asimismo, la geometría de las mordazas/electrodos se optimiza para cada indicación. La longitud de las mordazas y los segmentos de asa se optimiza para la longitud del tejido y la ubicación que va a sellarse y diseccionarse. La fuerza y/o el hueco de compresión mínimo generado por las mordazas se optimizan para el tejido seleccionado también. Se requiere una fuerza mínima para garantizar un sellado uniforme adecuado por toda la longitud de tejido. Sin embargo, una fuerza excesiva puede dar como resultado un daño no deseado al tejido y provocar una hemorragia significativa antes del proceso de sellado. La fuerza de compresión óptima o bien se determina previamente para cada órgano o bien las asas de compresión se diseñan para ejercer un nivel de fuerza predefinido para un órgano particular. En una realización de la invención, esto se controla por medio de un mecanismo de tipo embrague deslizante similar a una llave de torsión, o mediante un limitador del recorrido para las mordazas. Por tanto, hay dispositivos separados diseñados para cada aplicación o un dispositivo que puede tener múltiples ajustes individuales que se regulan a ajustes predeterminados para el órgano o el espesor de órgano sobre el que va a operarse o que va a extirparse. En algunas realizaciones, la fuerza puede ajustarse automática y dinámicamente detectando la presión a lo largo de la longitud de una o ambas mordazas con uno o más extensómetros asociados con las mismas.
La fuerza ejercida por las mordazas en otras realizaciones puede limitarse mediante los materiales usados para las propias mordazas. En el caso de un órgano o un tejido en el que la fuerza requerida para comprimir y sellar el tejido de manera segura es baja, puede ser más apropiado un material con un módulo de flexión inferior, mientras que en un tejido que puede sujetarse de manera segura a un nivel superior para garantizar un sellado eficaz, puede usarse un material con un módulo superior.
En otra realización, el espesor de las mordazas se ajusta inflando una cámara hueca dentro de las mordazas con un fluido presurizado.
El ángulo entre las asas y las mordazas del dispositivo puede optimizarse también para la aplicación. Esto se determina principalmente mediante el ángulo de ataque del procedimiento en el entorno quirúrgico. En vez de un ángulo abrupto, el dispositivo puede tener una curva suave o gradual para ciertas aplicaciones.
La parte de corte o disección del proceso puede optimizarse para órganos específicos también. En el caso en el que el corte se realice mediante una cuchilla de borde afilado, la anchura de la cuchilla puede variar basándose en el espesor del tejido u órgano que va a extirparse. El espesor del material de corte también puede optimizarse basándose en con cuánta facilidad corta el tejido/espesor específico. Un tejido más tenaz puede requerir más de un movimiento de sierra o un mecanismo de tijeras o cuchilla dentada o más gruesa, que, de nuevo, se determina previamente para una aplicación específica. Si se usan sistemas de alta energía para diseccionar el tejido, estos también pueden optimizarse para la aplicación, tal como se describió anteriormente en la sección de fuente de alimentación anterior.
Con respecto a un algoritmo de múltiples electrodos tal como se enseña en el presente documento, cada electrodo se trata independientemente en cuanto a la transmisión de energía y la monitorización, modulación y terminación del ciclo de RF. Los parámetros que van a monitorizarse en la realización actualmente preferida de la invención son la corriente, el voltaje, la impedancia, la energía, la potencia, el tiempo y la temperatura. Puede monitorizarse cualquier combinación de estos parámetros, así como los valores de otros parámetros. Estos valores pueden monitorizarse en un modelo matemático que los combina en un único algoritmo que determina la calidad del proceso de sellado con RF basándose en análisis empíricos previos. La salida de potencia y/o energía puede modularse para optimizar el sellado de venas y arterias en el periodo de tiempo más corto posible, preferiblemente inferior a un minuto, y deseablemente inferior a 30 segundos, sin una transmisión de calor excesiva que podría dañar el tejido sano circundante o dar como resultado un calor excesivo que podría unir el tejido a la superficie del electrodo. La optimización del ciclo puede basarse en un programa de algoritmos en el software/firmware del generador de potencia que modula y en última instancia termina el ciclo cuando se han cumplido las condiciones que se ha determinado empíricamente que satisfacen de manera segura y repetida las condiciones del procedimiento quirúrgico que está realizándose. Por ejemplo, alcanzando un cierto valor de impedancia y/o temperatura y siguiendo con el nivel de potencia durante una cantidad de tiempo predeterminada más allá de este punto, o reduciendo (o a la inversa aumentado) el nivel de potencia una vez que se ha alcanzado un cierto umbral de impedancia y presión o temperatura.
Una vez que se ha producido la disección del tejido, la impedancia tiende a alcanzar una meseta y se hace inferior a una medida de la calidad del proceso de sellado que se produce tras el punto en el que ha comenzado la disección. Por tanto, la medición de la impedancia sola puede no ser un factor determinante preciso de un sellado de vasos/tejidos satisfactorio. Por tanto, se proporcionan múltiples modulaciones, funciones de etapa o cambios continuos en la potencia, el voltaje y/o la energía para optimizar el ciclo de sellado. La modulación o los cambios del ciclo pueden dar como resultado cambios variables complejos ascendentes o descendentes para optimizar las condiciones de sellado de vasos sanguíneos/tejidos. Como resultado, cada electrodo o par de electrodos puede tener diferentes tiempos de ciclo y perfiles de potencia, corriente, voltaje y energía como resultado de los datos de retroalimentación para el segmento específico de tejido en contacto con el electrodo específico. El programa de modulación/determinación puede ser un algoritmo complejo basado en la monitorización de múltiples variables y que responde a una combinación de condiciones predeterminadas para ajustar y terminar el ciclo.
Con respecto a estas variables, las siguientes son típicas:
potencia de 10-1000 vatios/canal o par de electrodos, normalmente 100-500 vatios/canal o par de electrodos;
impedancia de 2-500 ohmios, normalmente 2-200 ohmios;
voltaje de 5-500 voltios, normalmente 50-250 voltios; espacio de tiempo de 1-1200 segundos, normalmente 5-30 segundos; y
energía de 1-30.000 julios, normalmente 1.000-10.000 julios.
En una realización actualmente preferida, el generador de potencia está compuesto por un diseño de potencia de salida constante en oposición a un diseño de corriente constante o voltaje constante. En el diseño inventivo, la salida de potencia se manifiesta basándose en la carga del sistema. Por tanto, si el sistema observa una carga de impedancia muy alta, el voltaje se mantiene a un nivel razonable para evitar la formación de arco eléctrico. En la aplicación en la que se usa el generador de potencia, es decir, electrocauterización, el intervalo de impedancia puede variar entre, por ejemplo dos ohmios y 150 ohmios durante la cauterización del tejido. Aplicando una potencia constante, la fuente de alimentación de la invención actual proporciona una corriente significativa a baja impedancia para lograr una disección inicial cuando el tejido está cauterizándose por primera vez y, a medida que avanza la cauterización, para aplicar un voltaje superior para completar el proceso de sellado del tejido. Por tanto, la invención proporciona una corriente mayor y un voltaje menor al comienzo del proceso de cauterización y un voltaje superior y una corriente inferior en la fase de sellado del proceso. El control de tal generador de potencia requiere sólo que el sistema monitorice la potencia.
En la realización actualmente preferida, la fuente de alimentación se proporciona con un mecanismo para fijar la potencia deseada. Esto puede producirse según un perfil o de otra forma, tal como se trata a continuación. Se usa modulación de la anchura de pulso junto con un transformador de retorno. El sistema carga un primario del transformador de retorno y produce una salida regulada. El secundario puede regularse, por ejemplo 15 voltios a un número deseado de amperios para producir la salida de potencia deseada. Basándose en el periodo, tal como se determina mediante la anchura del pulso que carga el primario, se determina la curva de potencia. Por tanto, la invención establece un cierto nivel de potencia en el primario del transformador de retorno y se proporciona el mismo nivel de potencia por el secundario independientemente de la impedancia de la carga, es decir, el tejido.
En la realización preferida de la invención, el generador de potencia es una fuente de alimentación para múltiples electrodos en el instrumento quirúrgico eléctrico. Por consiguiente, el generador de potencia está dotado de una pluralidad de canales de salida, cada uno de los cuales puede ajustarse independientemente. En la figura 3, se proporciona un diagrama de bloques que muestra un instrumento 300 quirúrgico eléctrico que incluye una pluralidad de electrodos 310 tal como se trató anteriormente en relación con las figuras 1 y 2. El instrumento quirúrgico eléctrico incluye una trayectoria 55 conductora que normalmente comprende una pluralidad de conductores, uno para cada canal de salida del generador de potencia, para recibir potencia del generador 16 de potencia, y una trayectoria 360 de retorno para proporcionar una trayectoria a tierra y/o retroalimentación a un generador de potencia que puede comprender cualquier información referente a corriente, voltaje, impedancia, energía, potencia y temperatura. Se proporcionan sensores apropiados en el instrumento electroquirúrgico. Por ejemplo, puede usarse un termistor para detectar la temperatura, mientras que la impedancia puede medirse entre cualquiera de dos o más de los electrodos. Alternativamente, puede proporcionarse una toma de tierra en una mordaza del instrumento electroquirúrgico y los electrodos individuales pueden colocarse en la otra mordaza del instrumento electroquirúrgico, de manera que se proporciona una trayectoria desde y se dirige desde el electrodo a través del electrodo de retorno. Por tanto, una mordaza puede establecer una toma de tierra para los electrodos que están colocados en la otra mordaza. Adicionalmente, el generador de potencia puede conectarse a los electrodos en sus terminales positivo y/o negativo. Por consiguiente, la electrónica dentro del generador de potencia puede reasignar la polaridad y/o el uso de los diversos terminales 310 dentro del instrumento en tiempo real. Por ejemplo, uno de los electrodos, o terminales, puede conservarse como un elemento de detección de la impedancia. En otras realizaciones de la invención, este elemento puede dedicarse a fines de detección de la impedancia durante todo el proceso.
El generador 16 de potencia está compuesto por una fuente 335 de alimentación que tiene múltiples salidas que se controlan por la electrónica 50 de control y por tanto se encaminan a los electrodos individuales en el instrumento electroquirúrgico, tal como se trató anteriormente. Las múltiples salidas se accionan independientemente mediante un microprocesador u otro mecanismo 330 de control y se modulan y pueden asignarse fácilmente. Por tanto, una salida puede asignarse a uno cualquiera o más de los elementos de electrodo en un cierto punto en el funcionamiento de un ciclo de cauterización, y pueden reasignarse dinámicamente en otros puntos de tiempo. Por ejemplo, si la fuente de alimentación era una fuente de alimentación de cuatro canales y el dispositivo electroquirúrgico tenía 16 electrodos, entonces cada canal puede soportar cuatro electrodos en el dispositivo electroquirúrgico. Sin embargo, esta disposición puede alterarse de modo que algunos canales soporten más electrodos que otros.
El microprocesador 330 puede configurarse a través de una serie de perfiles 340 para accionar el dispositivo con una curva de potencia y distribución de potencia entre los diversos electrodos según el procedimiento que va a realizarse. Por tanto, para una histerectomía puede establecerse un cierto perfil para el instrumento electroquirúrgico, mientras que para un procedimiento en el hígado puede establecerse un perfil diferente. Adicionalmente, puede proporcionarse un lector 365 de tarjetas inteligentes que tanto configura el sistema para un procedimiento particular como proporciona memoria para registrar información referente al funcionamiento del generador de potencia durante el procedimiento. Por ejemplo, se captura la aplicación de potencia a cada canal, la impedancia detectada, la temperatura detectada y similares para documentar el procedimiento.
La figura 4 es un diagrama de flujo que muestra un algoritmo para la modulación de la potencia según la invención. Al comienzo del proceso, el usuario determina el perfil (400) que va a aplicarse para un procedimiento particular. Por ejemplo, algunos tejidos o procedimientos pueden requerir un nivel de potencia inicial superior y luego proporcionar una reducción en el nivel de potencia durante el proceso de cauterización.
La sonda (instrumento electroquirúrgico) se sitúa (405) y se conecta la potencia de la fuente de alimentación (410). El sistema se inicia por sí mismo (415), por ejemplo tomando lecturas de impedancia iniciales a lo largo de diversos electrodos en el instrumento electroquirúrgico para desarrollar un perfil para el tejido que va a cauterizarse. La inicialización también puede incluir la toma de lecturas de temperatura, lecturas de presión de deformación iniciales que son indicativas del espesor del tejido a lo largo de la superficie del instrumento quirúrgico, y otras lecturas. Puede transferirse una señal piloto a través del instrumento electroquirúrgico para determinar estos valores. Por ejemplo, puede proporcionarse un voltaje bajo inicial para medir la impedancia. De este modo, puede desarrollarse un perfil en tiempo real para el mismo tejido que va a cauterizarse que puede usarse como una adaptación al perfil preestablecido para un procedimiento particular. Por tanto, el perfil que se establece para el procedimiento puede modificarse según mediciones relacionadas con el tejido que va a cauterizarse.
Entonces, el sistema fija umbrales (420) que determinan cuándo se aproxima un punto final. Estos umbrales pueden determinarse mediante mediciones tales como impedancia, corriente, voltaje, energía, potencia y temperatura. Los umbrales también pueden accionarse en relación con un elemento de tiempo. Por tanto, cuando se alcanza un umbral, el sistema puede continuar funcionando durante un cierto periodo de tiempo para garantizar que se alcanza un punto final apropiado, de manera que se finalice la cauterización. En algunas realizaciones, los canales del generador de potencia que se asignan a electrodos para partes del tejido que han alcanzado un punto final pueden reasignarse a aquellos electrodos que todavía están cauterizando de manera activa el tejido para proporcionar potencia adicional al proceso y por tanto acelerar su conclusión.
Se aplica potencia al instrumento (425) electroquirúrgico para comenzar la cauterización. El sistema monitoriza dos o más parámetros durante este proceso y determina cuándo se alcanza un umbral (430). Una vez que se alcanza el umbral, se implementa un procedimiento (435) de punto final. El procedimiento de punto final puede ser tan sencillo como reducir la potencia o puede implicar también fijar un temporizador. Es importante observar que la aplicación de potencia, aunque es constante a lo largo de un amplio intervalo de impedancia, puede modularse durante el proceso de cauterización de manera que se aplica una curva de potencia para el procedimiento. Debido a que la invención proporciona múltiples canales de potencia para múltiples electrodos, algunos electrodos pueden alcanzar un punto final antes que otros. En este caso, se desconecta la potencia a estos electrodos mientras que continúa aplicándose potencia a los otros electrodos. Por tanto, cada electrodo puede tener una curva de potencia diferencial que se modula en tiempo real. Si no se alcanzan todos los puntos finales (440), entonces el proceso continúa (445); de lo contrario se desconecta la potencia al sistema (450) y se finaliza el procedimiento.
El instrumento electroquirúrgico incorpora sensores para capturar diversos parámetros de proceso en tiempo real según el algoritmo. Por tanto, la impedancia puede medirse entre pares de electrodos o grupos de electrodos seleccionados; la temperatura puede medirse en relación con una o más transiciones físicas a lo largo de la superficie del instrumento; y el efecto de la cauterización puede medirse con extensómetros locales situados a lo largo de la longitud de una o ambas mordazas de sonda (en esta realización, los extensómetros también pueden usarse para calcular previamente un perfil de cauterización). A este respecto, cada electrodo puede imaginarse como un dispositivo separado que se hace funcionar independientemente para una región particular a lo largo de la superficie de tejido que se pone en contacto con las mordazas de sonda.
Aunque la invención se describe en el presente documento con referencia a la realización preferida, un experto en la técnica apreciará fácilmente que pueden sustituirse otras aplicaciones por las expuestas en el presente documento. Por ejemplo, en algunas realizaciones, el generador de potencia detecta si está presente o no tejido en cada electrodo al comienzo de un ciclo de cauterización midiendo cualquiera de impedancia, presión o cualquier combinación de estos y/u oros parámetros. Si para cualquier par de electrodos no está presente tejido, entonces tal par de electrodos se inactiva y se proporciona una indicación a este efecto a un operario del generador de potencia. El generador de potencia también puede proporcionar un indicador del estado para cada par de electrodos que indica si el ciclo de sellado está activo o ha finalizado con respecto a cada par de electrodos. En esta realización, cada par de electrodos puede comprender un indicador de estado de modo, tal como un LED por ejemplo, que indica cualquiera de un estado inactivo, activo o finalizado, una vez que comienza un ciclo de cauterización.
Por consiguiente, la invención debe limitarse sólo por las reivindicaciones incluidas a continuación.

Claims (25)

1. Aparato para la cauterización de tejido, que comprende:
\quad
una pluralidad de electrodos (12, 14; 302, 304) para su colocación sobre superficies de tratamiento de una masa de tejido, tratándose cada uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) independientemente con respecto a la transmisión de energía y la monitorización, modulación y terminación del ciclo de RF;
\quad
una fuente (16) de alimentación que puede conectarse a cada uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) para aplicar selectiva e independientemente potencia de alta frecuencia a los mismos para cauterizar el tejido (T) entre dichas superficies de tratamiento; y
\quad
medios (320) para monitorizar dicha potencia de alta frecuencia próximos a dichos electrodos (12, 14; 302, 304) y/o próximos a dicho tejido (T); y para modular dicha potencia de alta frecuencia basándose en la monitorización de cualquiera de dos o más de corriente, voltaje, impedancia, energía, potencia, tiempo y tempera- tura.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Aparato según la reivindicación 1, en el que al menos uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) comprende una superficie conformable, eléctricamente conductora.
3. Aparato según la reivindicación 1, en el que al menos uno de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) comprende una superficie rígida eléctricamente conductora.
4. Aparato según la reivindicación 1, en el que la pluralidad de electrodos (12, 14; 302, 304) es para su colocación contra una o más superficies de dicho tejido (T):
\quad
la fuente (16) de alimentación tiene una pluralidad de canales que pueden conectarse selectivamente a dichos electrodos (12, 14; 302, 304) para aplicar selectivamente energía de radiofrecuencia a los mismos, proporcionando dicha fuente (16) de alimentación múltiples ajustes regulables seleccionables que se basan en un tejido (T) que va a cauterizarse;
\quad
los medios (320) para monitorizar y modular comprenden:
un sistema de retroalimentación automático para modular dicha fuente (16) de alimentación en tiempo real basándose en cualquiera de dos o más de corriente, voltaje, impedancia, energía, potencia, tiempo y temperatura, que se monitorizan durante la cauterización; y
medios para suministrar energía de radiofrecuencia a dichos electrodos (12, 14; 302, 304) a partir de dicha fuente (16) de alimentación para aplicar dicha energía a dicho tejido (T) a través de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) para energizar selectivamente diferentes de dichos electrodos (12, 14; 302, 304), y para aplicar independientemente dicha potencia por medio de al menos dos de dichos electrodos (12, 14; 302, 304) a dicho tejido (T) durante un tiempo y en una cantidad suficiente para cauterizar el tejido (T) en contacto con dichos electrodos (12, 14; 302, 304); y
\quad
en el que dicho electrodo (12, 14; 302, 304) puede tener una curva de potencia diferencial que se modula en tiempo real.
\vskip1.000000\baselineskip
5. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
medios para monitorizar parámetros que comprenden cualquiera de corriente, voltaje, impedancia, energía, potencia, tiempo y temperatura, y cualquier combinación de los mismos.
\vskip1.000000\baselineskip
6. Aparato según la reivindicación 5, que comprende además:
\quad
un modelo matemático que combina dichos parámetros monitorizados en un algoritmo que determina la calidad del sellado del tejido (T) basándose en análisis empíricos previos;
en el que la salida de la fuente de alimentación se modula para optimizar el sellado del tejido (T) mediante la terminación de un ciclo de cauterización cuando se han cumplido las condiciones que se ha determinado empíricamente que satisfacen de manera segura y repetida las condiciones de un procedimiento que está realizándose.
\vskip1.000000\baselineskip
7. Aparato según la reivindicación 6, en el que dichas condiciones comprenden cualquiera de valor de impedancia y/o temperatura y/o presión; y
en el que dicha modulación comprende seguir con un nivel de potencia durante una cantidad de tiempo predeterminada más allá de un punto predeterminado, o reducir (o a la inversa aumentar) dicho nivel de potencia una vez que se ha alcanzado un cierto umbral de impedancia y presión o temperatura.
\vskip1.000000\baselineskip
8. Aparato según la reivindicación 6, comprendiendo dicho algoritmo cualquiera de múltiples modulaciones, funciones de etapa o cambios continuos en potencia, voltaje y/o energía para optimizar un ciclo de sellado del tejido;
en el que cada electrodo (12, 14; 302, 304) puede tener diferentes tiempos de ciclo y perfiles de potencia, corriente, voltaje y energía como resultado de los datos de retroalimentación para un segmento específico de tejido (T) en contacto con un electrodo (12, 14; 302, 304) específico.
\vskip1.000000\baselineskip
9. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
un circuito de potencia de salida constante.
\vskip1.000000\baselineskip
10. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
medios para fijar una potencia deseada según un perfil.
\vskip1.000000\baselineskip
11. Aparato según la reivindicación 4, en el que cada uno de la pluralidad de canales de salida de dicha fuente (16) de alimentación puede regularse independientemente para proporcionar una fuente de alimentación para cada uno de múltiples electrodos (12, 14; 302, 304).
12. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
uno o más sensores.
\vskip1.000000\baselineskip
13. Aparato según la reivindicación 4, en el que dicha fuente (16) de alimentación se configura mediante uno o más perfiles (340) para funcionar con una curva de potencia y una distribución de potencia entre dichos electrodos (12, 14; 302, 304) según un procedimiento de cauterización deseado.
14. Aparato según la reivindicación 4, que comprende además:
\quad
un lector de tarjetas inteligentes para leer una tarjeta (365) inteligente para su uso en la configuración de dicha fuente (16) de alimentación para un procedimiento de cauterización particular, y para registrar información indicativa del funcionamiento de la fuente (16) de alimentación durante dicho procedimiento de cauterización.
\vskip1.000000\baselineskip
15. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
\quad
medios para capturar un perfil en tiempo real del tejido (T) que va a cauterizarse y para usar dicho perfil en tiempo real para adaptar un perfil (340) preestablecido para un procedimiento de cauterización particular;
en el que un perfil (340) que se establece previamente para un procedimiento de cauterización particular se modifica según un perfil en tiempo real del tejido (T) que va a cauterizarse.
\vskip1.000000\baselineskip
16. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
\quad
medios para fijar un umbral que determina cuándo se aproxima un punto final;
en el que dicho umbral se determina mediante mediciones que pueden comprender cualquiera de impedancia, corriente, voltaje, energía, potencia, temperatura, un elemento de tiempo y combinaciones de los mismos.
\vskip1.000000\baselineskip
17. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
medios para monitorizar dos o más parámetros durante la cauterización y para determinar cuándo se alcanza un umbral.
\vskip1.000000\baselineskip
18. Aparato según la reivindicación 17, en el que una vez que se alcanza dicho umbral, se implementa un procedimiento de punto final.
19. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
medios para medir la impedancia entre pares de electrodos o grupos de electrodos (12; 14; 302, 304) seleccionados.
\vskip1.000000\baselineskip
20. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
medios para medir la temperatura en relación con una o más transiciones físicas a lo largo de una superficie de un instrumento asociado con uno o más de dichos electrodos (12, 14; 302, 304).
\vskip1.000000\baselineskip
21. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicho sistema de retroalimentación automático:
\quad
medios para medir el efecto de la cauterización con extensómetros locales situados a lo largo de una longitud de al menos una mordaza (56) de sonda asociada con uno o más de dichos electrodos (12, 14; 302, 304).
\vskip1.000000\baselineskip
22. Aparato según la reivindicación 21, en el que dichos extensómetros calculan previamente un perfil de cauterización.
23. Aparato según la reivindicación 4, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
\quad
medios para detectar al comienzo de un ciclo si está presente o no tejido (T) en cada electrodo (12, 14; 302, 304) usando la impedancia, presión o cualquier combinación de estos y/u otros parámetros; en el que cualquier par de electrodos que no tiene tejido (T) presente se vuelve inactivo y dicha fuente (16) de alimentación indica qué electrodo(s) está(n) inactivo(s).
\vskip1.000000\baselineskip
24. Aparato según la reivindicación 23, comprendiendo además dicha fuente (16) de alimentación:
\quad
un indicador para cada par de electrodos que proporciona el estado de un ciclo de cauterización que es indicativo de si dicho ciclo está activo o ha terminado.
\vskip1.000000\baselineskip
25. Aparato según la reivindicación 24, en el que se proporciona una luz de estado de tres modos u otro indicador visible del estado para cada electrodo (12, 14; 302, 304) una vez que se inicia dicho ciclo para indicar cualquiera de que dicho ciclo está inactivo, activo y finalizado.
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