ES2333240T3 - Generador y sistema electroquirurgicos. - Google Patents
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Abstract
Sistema generador electroquirúrgico para generar potencia en radiofrecuencia, que comprende: (i) una etapa de salida de radiofrecuencia que tiene tres o más conexiones de salida (48, 49, 50; 133, 134, 135); (ii) una o más fuentes de potencia de salida de radiofrecuencia acopladas a la etapa de salida, (iii) un controlador operativo para provocar que el sistema suministre potencia en un modo combinado en el que una primera forma de onda de RF de corte y una segunda forma de onda de RF de coagulación son distribuidas a las conexiones de salida, incluyendo el controlador medios para alimentar las formas de onda a las conexiones de salida de manera que la primera forma de onda de RF es distribuida entre un primer par de las conexiones de salida, y la segunda forma de onda de RF es distribuida entre un segundo par de las conexiones de salida, siendo tal la disposición del sistema que el modo combinado es ajustable entre varias configuraciones, teniendo cada configuración una proporción diferente de las primera y segunda formas de onda de RF, caracterizado porque, en respuesta a una señal de entrada activada por operador, el controlador provoca que el sistema suministre una secuencia de forma de onda de salida que comienza en una configuración inicial predeterminada, finaliza en una configuración final predeterminada, y cambia entre las configuraciones inicial y final según una evolución predeterminada.
Description
Generador y sistema electroquirúrgicos.
Esta invención se refiere a un sistema generador
electroquirúrgico, y de un sistema electroquirúrgico que comprende
un generador y un instrumento electroquirúrgico con dos o más
electrodos de tratamiento. Dichos sistemas son utilizados
normalmente para el corte y/o la coagulación de tejidos en
intervenciones quirúrgicas, sobre todo en cirugía la paroscópica
("keyhole") o cirugía mínimamente invasiva, pero también en
cirugía laparoscópica o cirugía "abierta".
Es conocido el recurso de disponer generadores
electroquirúrgicos que proporcionan diferentes señales de
radiofrecuencia para corte y coagulación, y también el de disponer
una señal mixta en la que el generador alterna rápidamente entre las
señales para corte y para coagulación. Nuestra Patente US Nº 6 416
509 y también la Patente US Nº 3 885 569, de Judson, describen
señales mixtas de este tipo. El documento U.S. 2003/163124 (Goble)
da a conocer un sistema electroquirúrgico que incluye un
instrumento electroquirúrgico que tiene como mínimo tres electrodos.
En un modo combinado, las formas de onda de corte y coagulación son
distribuidas simultáneamente o bien alternando constantemente entre
primer y segundo valores umbrales de tensión de salida para formar
una señal mixta. El sistema de circuitos hace que la forma de onda
de corte sea distribuida entre un primer par de electrodos, y que la
forma de onda de coagulación sea distribuida entre un segundo par de
electrodos en el modo mixto.
Según la presente invención, un sistema
generador electroquirúrgico para generar potencia de
radiofrecuencia, comprende:
- (i)
- una etapa de salida de radiofrecuencia que tiene tres o más conexiones de salida,
- (ii)
- una o más fuentes de potencia de salida de radiofrecuencia acopladas a la etapa de salida,
- (iii)
- un controlador operativo para provocar que el sistema suministre potencia en un modo combinado en el que son distribuidas una primera forma de onda de RF de corte y una segunda forma de onda de RF de coagulación a las conexiones de salida, incluyendo el controlador medios para alimentar las formas de onda a las conexiones de salida de manera que la primera forma de onda de RF es distribuida entre un primer par de conexiones de salida, y la segunda forma de onda de RF es distribuida entre un segundo par de conexiones de salida,
siendo tal la disposición del sistema que el
modo combinado es ajustable entre varias configuraciones, teniendo
cada configuración una proporción diferente de las primera y segunda
formas de onda de RF, y tal que, en respuesta a una señal de entrada
activada por operador, el controlador provoca que el sistema
suministre una secuencia de forma de onda de salida que comienza en
una configuración inicial predeterminada, finaliza en una
configuración final predeterminada, y cambia entre las
configuraciones inicial y final según una evolución
predeterminada.
Nuestra solicitud pendiente de patente europea
EP 1 287 788 describe un sistema electroquirúrgico en el que el
operador puede seleccionar entre una señal de corte y una señal de
coagulación. Cuando es seleccionada la señal de corte, esta es
suministrada a un par de electrodos electroquirúrgicos, y cuando es
seleccionada la señal de coagulación esta es suministrada a un par
diferente de electrodos electroquirúrgicos. Nuestra solicitud
pendiente de patente de EE.UU. US2003-0163124 es una
mejora sobre este sistema, por cuanto que además proporciona un
modo combinado de funcionamiento, pero siendo los diferentes
componentes de la señal combinada suministrados a diferentes
conjuntos de electrodos electroquirúrgicos. La presente invención
proporciona otra mejora en la que la secuencia de la forma de onda
de salida evoluciona desde una configuración inicial predeterminada
hasta una configuración final predeterminada.
La evolución de la secuencia de la forma de onda
ofrece varias ventajas al usuario. Cuando un instrumento
electroquirúrgico está siendo utilizando para cortar tejido, en
particular tejido grueso, es difícil coagular completamente el
tejido antes de que comience el corte. Si se lleva a cabo una
coagulación prolongada antes de que comience el corte, existe el
riesgo de que algunas partes del tejido resulten deshidratadas. El
tejido deshidratado es poco receptivo a la energía de RF, y por lo
tanto no será eficaz una forma de onda de corte aplicada
posteriormente. A la inversa, si la coagulación es incompleta,
existe el riesgo de que se produzca hemorragia durante el corte.
Por lo tanto, los cirujanos tienden a cambiar reiteradamente entre
los modos de coagulación y de corte de los generadores
electroquirúrgicos, a medida que se forman hemorragias (lo que hace
necesario el accionamiento repetido del conmutador de pedal o
similar). El generador descrito en la presente solicitud mantiene un
elemento de coagulación durante todo el proceso de corte, con una
proporción diferente de las formas de onda de corte y de coagulación
a medida que avanza el tratamiento del tejido.
Preferentemente, la primera forma de onda de RF
de corte es una forma de onda en la que la tensión de salida de
radiofrecuencia desarrollada a través de las conexiones de salida
está limitada a por lo menos un primer valor umbral predeterminado
para el corte o la vaporización de tejido, y la segunda forma de
onda de RF de coagulación es una forma de onda en la que la tensión
de salida de radiofrecuencia desarrollada a través de las conexiones
de salida está limitada a un segundo valor umbral para
coagulación.
\newpage
El "modo combinado" del generador puede
disponerse de diferentes maneras. En una configuración, el sistema
generador comprende una sola fuente de potencia de radiofrecuencia
y, en el modo combinado, el controlador es operativo para hacer que
el sistema generador alterne constantemente entre la distribución de
la primera forma de onda de RF de corte y la de la segunda forma de
onda de RF de coagulación. Esta es la señal "mixta" más
tradicional de las patentes US Números 6 416 509 y 3 885 569.
Alternativamente, el sistema generador comprende por lo menos una
primera y una segunda fuentes de potencia de radiofrecuencia, que
funcionan a diferentes frecuencias, estando la primera fuente de
potencia de radiofrecuencia adaptada para distribuir la primera
forma de onda de RF de corte, y estando la segunda fuente de
potencia de radiofrecuencia adaptada para distribuir la segunda
forma de onda de RF de coagulación y, en el modo combinado, el
controlador es operativo para provocar que el sistema generador
suministre simultáneamente las primera y segunda formas de onda de
RF. Ésta es una disposición diferente en la cual la salida de las
dos fuentes de RF es suministrada al instrumento simultáneamente.
Sin embargo, ambas disposiciones tienen el efecto de suministrar las
señales de RF tanto de corte como de coagulación al instrumento
electroquirúrgico, mientras el instrumento está en uso.
En una disposición preferente, las diversas
configuraciones tienen un primer ciclo de trabajo predeterminado de
la primera forma de onda de RF, y un segundo ciclo de trabajo
predeterminado de la segunda forma de onda de RF. Preferentemente,
la configuración inicial predeterminada tiene una combinación de
formas de onda tal que la proporción de la segunda forma de onda de
RF es mayor que la proporción de la primera forma de onda de RF.
Adicionalmente, la configuración final predeterminada tiene una
combinación de formas de onda tal que la proporción de la primera
forma de onda de RF es mayor que la proporción de la segunda forma
de onda de RF. Ventajosamente, la configuración inicial es una forma
de onda que tiene un segundo ciclo de trabajo que está entre el 70%
y 100% de la forma de onda total, típicamente entre el 90% y 100% de
la salida total suministrada. Alternativa o adicionalmente, la
configuración final es una forma de onda que tiene un primer ciclo
de trabajo que está entre el 70% y el 100% de la forma de onda
total, típicamente entre el 90% y el 100% de la salida total
suministrada. En una disposición típica, la configuración inicial es
una forma de onda combinada que tiene un primer ciclo de trabajo que
es el 100% de la salida total suministrada, y la configuración final
es una forma de onda mixta que tiene un segundo ciclo de trabajo que
es el 90% de la salida total suministrada.
En la disposición descrita anteriormente, no
solo el generador mantiene un elemento de coagulación durante de
todo el proceso de corte, sino que la proporción de la forma de onda
de coagulación es mayor hacia el inicio del proceso. De este modo,
si el cirujano encuentra hemorragia durante el corte
electroquirúrgico, el cirujano libera y a continuación reactiva el
conmutador de pedal u otro mecanismo de accionamiento. Esto
reinicializa la evolución a la configuración inicial, con un grado
de coagulación en esta proporcionalmente alto.
Preferentemente, la evolución predeterminada
desde la configuración inicial a la configuración final es una
evolución uniforme durante un tiempo predeterminado. Esto asegura
que el corte electroquirúrgico del tejido se producirá tan pronto
como sea factible realizarlo. Alternativamente, la evolución puede
no ser una evolución uniforme; sino que, por ejemplo, puede tener un
periodo inicial en una configuración constante (por ejemplo, una
forma de onda predominantemente de coagulación), seguido por una
evolución tras este periodo inicial hasta la configuración final
(por ejemplo, una forma de onda predominantemente de corte).
Independientemente de si la evolución es uniforme, el tiempo
adoptado por el generador para evolucionar desde su configuración
inicial hasta su configuración final puede ser modificado,
dependiendo del tipo de instrumento conectado al generador, o del
tipo del tejido en tratamiento.
Preferentemente, el controlador está adaptado
para suministrar una secuencia total de forma de onda de salida, en
la forma de una serie de impulsos, convenientemente a una frecuencia
de entre 0,5 y 50 Hz, y típicamente a una frecuencia de entre 15 y
25 Hz.
A continuación se describe un sistema
electroquirúrgico que incluye un aparato generador electroquirúrgico
para generar potencia de radiofrecuencia, y un instrumento
electroquirúrgico que incluye por lo menos tres electrodos,
comprendiendo el aparato generador
- (i)
- una etapa de salida de radiofrecuencia que tiene por lo menos dos conexiones en comunicación eléctrica con los electrodos del instrumento,
- (ii)
- una fuente de alimentación acoplada a la etapa de salida para suministrar potencia a la etapa de salida,
- (iii)
- un controlador operativo para provocar que el aparato generador suministre una forma de onda de salida mixta que alterne constantemente entre una primera forma de onda de salida a través de las conexiones de salida en las que la tensión de salida de radiofrecuencia desarrollada a través de las conexiones de salida está limitada a por lo menos un primer valor umbral predeterminado para el corte o la vaporización de tejido, y una segunda forma de onda de salida a través de las conexiones de salida
en el que la tensión de salida de
radiofrecuencia desarrollada a través de las conexiones de salida
está limitada a un segundo valor umbral para la coagulación,
incluyendo el controlador medios para alimentar las formas de onda a
las conexiones de salida de manera que la primera forma de onda de
salida es suministrada entre un primer par de las conexiones de
salida, y la segunda forma de onda de salida es suministrada entre
un segundo par de las conexiones de salida, siendo el controlador
capaz de provocar que el aparato generador distribuya la forma de
onda en diversas configuraciones, teniendo cada una de las diversas
configuraciones un primer ciclo de trabajo predeterminado de la
forma de onda que está limitado al primer valor umbral para el corte
o la vaporización, y un segundo ciclo de trabajo predeterminado de
la forma de onda que está limitado al segundo valor umbral para la
coagulación, siendo la disposición del sistema tal que, en respuesta
a una señal de entrada activada por un operador, el controlador
provoca que el aparato generador suministre una secuencia de la
forma de onda de salida que comienza en una configuración inicial
predeterminada, finalizando en una configuración final
predeterminada, y cambiando entre las configuraciones inicial y
final según una evolución predeterminada. Por lo menos dos de los
electrodos tienen la forma de un par de mandíbulas.
Por consiguiente, la invención se extiende a un
sistema electroquirúrgico que comprende
- (i)
- un instrumento electroquirúrgico bipolar que incluye una empuñadura, un conjunto de mandíbulas dispuestas de manera que la manipulación de la empuñadura permite que las mandíbulas opuestas del conjunto de mandíbulas se abran y se cierren una con respecto a otra; teniendo la primera de las mencionadas mandíbulas opuestas por lo menos un primer electrodo de coagulación; teniendo la otra de las mencionadas mandíbulas opuestas por lo menos un segundo electrodo de coagulación; y un electrodo de corte, estando el electrodo de corte separado del segundo electrodo de coagulación por medio de un elemento aislante, y
- (iii)
- un aparato generador electroquirúrgico que comprende una o más fuentes de potencia de salida de RF, un controlador operativo para controlar el aparato generador de manera que pueda proporcionar una primera forma de onda de RF de corte al instrumento electroquirúrgico o una segunda forma de onda de RF de coagulación al instrumento electroquirúrgico y, en un modo combinado, proporcionar ambas primera y segunda formas de onda de RF, siendo alimentadas las formas de onda al instrumento electroquirúrgico de manera que, en el modo combinado, la forma de onda de RF de corte es suministrada entre el electrodo de corte y por lo menos uno de los primero y segundo electrodos de coagulación, y la forma de onda de RF de coagulación es suministrada entre el primer y segundo electrodos de coagulación, siendo ajustable el modo combinado entre diversas configuraciones, teniendo cada configuración una proporción diferente de las primera y segunda formas de onda de RF, siendo la disposición del aparato generador tal que, en respuesta a una señal de entrada accionada por operador, el controlador provoca que el aparato generador suministre una secuencia de forma de onda de salida que comienza en una configuración inicial predeterminada, finalizando en una configuración final predeterminada, y cambiando entre las configuraciones inicial y final de acuerdo con una evolución predeterminada.
\vskip1.000000\baselineskip
El funcionamiento del sistema preferente para
modificar tejido comprende las etapas de:
- (i)
- poner en contacto el tejido con un instrumento electroquirúrgico, que incluye por lo menos primero y segundo electrodos
- (ii)
- suministrar a los primero y segundo electrodos una combinación de formas de onda electroquirúrgicas que incluye una primera proporción que comprende una forma de onda de RF de corte y una segunda proporción que comprende una forma de onda de RF de coagulación, y
- (iii)
- variar las proporciones de las primera y segunda formas de onda, según una evolución predeterminada.
\vskip1.000000\baselineskip
La invención se describirá en mayor detalle a
continuación, solo a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos
anexos. En los dibujos:
la figura 1 es una representación esquemática de
un sistema electroquirúrgico, según la presente invención,
la figura 2 es un diagrama de bloques del
generador de la figura 1,
la figura 3 es una vista esquemática en
perspectiva de un instrumento electroquirúrgico utilizado como parte
del sistema de la figura 1,
la figura 4 es un esquema de un circuito de
conmutación utilizado en el sistema de la figura 1,
las figuras 5A y 5B son esquemas de circuitos de
dos dispositivos electrónicos de conmutación para el circuito de
conmutación de la figura 4,
la figura 6 es un esquema de una realización
alternativa del circuito de conmutación que puede ser utilizado en
el sistema de la figura 1,
la figura 7 es un diagrama de bloques de un
generador, según la figura 2, que incorpora un circuito de
conmutación según la figura 4,
\newpage
las figuras 8A hasta 8C son esquemas que
muestran técnicas para ajustar una relación de conmutación mixta,
siendo las figuras 8A hasta 8C esquemas de circuito de dispositivos
alternativos de ajuste de la relación y siendo la figura 8B un
diagrama de forma de onda que muestra el funcionamiento del
dispositivo de la figura 8A,
la figura 9 es un diagrama de bloques de una
realización alternativa del sistema generador, según la presente
invención,
la figura 10 es un diagrama de bloques de otro
sistema alternativo, según la invención,
las figuras 11A y 11B son otros sistemas
alternativos para alimentar salidas de corte y de coagulación
automáticamente a diferentes pares de electrodos respectivos,
las figuras 12 y 13 son diagramas de bloques de
otros sistemas alternativos, según la invención,
las figuras 14A y 14B son diagramas de formas de
onda que muestran diferentes formas de onda mixtas que pueden ser
producidas por un generador según la invención,
la figura 15 es una vista esquemática de un
conmutador de pedal utilizado como parte de un sistema
electroquirúrgico, según la presente invención,
las figuras 16 y 17 son diagramas que muestran
el ajuste del generador, según la invención,
la figura 18 es una vista en sección esquemática
de un instrumento electroquirúrgico alternativo utilizado como parte
del sistema de la figura 1,
la figura 19 es una vista en perspectiva de un
conjunto de mandíbulas del instrumento de la figura 18,
la figura 20 es una vista en sección transversal
del cuerpo del instrumento la figura 18,
la figura 21 es una vista desde un extremo, del
conjunto de mandíbulas de la figura 19, y
la figura 22 es una vista lateral del conjunto
de mandíbulas de la figura 19.
\vskip1.000000\baselineskip
En referencia a la figura 1, un generador (10)
tiene un enchufe hembra (10S) de salida que proporciona una salida
de radiofrecuencia (RF) para un instrumento (12) mediante de un
cable de conexión (14). La activación del generador puede llevarse a
cabo desde el instrumento (12) mediante de una conexión en el cable
(14) o por medio de una unidad de pedal de conmutación (16), tal
como se muestra, conectada a la parte trasera del generador mediante
un cable (18) de conexión del pedal de conmutación. En la
realización muestrada, la unidad (16) del pedal de conmutación tiene
dos pedales (16A) y (16B) para seleccionar un modo de coagulación y
un modo de corte del generador, respectivamente. El panel frontal
del generador tiene pulsadores (20) y (22) para configurar
respectivamente los niveles de potencia de coagulación y de corte,
que son indicados en una pantalla (24). Los pulsadores (26) están
dispuestos como medio alternativo para la selección entre los modos
de coagulación y de corte.
En referencia a la figura 2, el generador
comprende un oscilador de potencia (60) de radiofrecuencia (RF) que
tiene un par de líneas de salida (60C) para acoplar al instrumento
(12). El instrumento (12) se muestra en la figura 2 en la forma de
una carga eléctrica (64). Se suministra potencia al oscilador (60)
mediante una fuente de alimentación (66) en modo conmutado. En la
realización preferente, el oscilador de RF (60) funciona a unos 400
kHz, siendo viable cualquier frecuencia de 300 kHz y superior, en el
rango de HF. La fuente de alimentación en modo conmutado funciona
típicamente a una frecuencia en el rango de 25 a 50 kHz. A través de
la línea de salida (60C) está acoplado un detector (68) de umbral de
tensión, que tiene una primera salida (68A) acoplada a la fuente de
alimentación (16) en modo conmutado y una segunda salida (68B)
acoplada a un circuito (70) de control del tiempo "activado".
Un controlador (72) del microprocesador acoplado a los controles y a
la pantalla del operador (mostrados en la figura 1) está conectado a
una entrada de control (66A) de la fuente de alimentación (66) para
ajustar la potencia de salida del generador por medio de suministrar
variación de tensión, y a una entrada (68C) de ajuste del umbral
del detector (68) del umbral de tensión, para configurar los límites
de la tensión máxima de salida de RF.
En funcionamiento, el controlador (72) del
microprocesador provoca que se aplique potencia a la fuente de
alimentación (66) en modo conmutado cuando se demanda potencia
electroquirúrgica por el cirujano activando un dispositivo de
conmutación de activación que puede estar dispuesta en una
empuñadura o en un pedal de conmutación (véase la figura 1). Un
umbral de tensión de salida constante es ajustado independientemente
en la tensión de alimentación a través de la entrada (68C), de
acuerdo con las configuraciones de control en el panel frontal del
generador (véase la figura 1). Típicamente, para deshidratación o
coagulación el umbral se fija en un valor umbral de deshidratación
entre 150 voltios y 200 voltios. Cuando se necesita una salida de
corte o vaporización, entonces el umbral se fija a un valor en el
rango entre 250 ó 300 voltios y 600 voltios. Estos valores de
tensión son valores máximos. Que sean valores máximos significa que
para la deshidratación por lo menos es preferible tener una forma de
onda de RF de salida de factor de cresta bajo para proporcionar la
potencia máxima antes de que la tensión se restrinja a los valores
proporcionados. Típicamente se consigue un factor de cresta de 1,5 o
menos. Cuando se necesita una salida en modo combinado, la tensión
de salida ajustada a través de la entrada (68C) se alterna
constantemente entre el valor para deshidratación o coagulación y el
valor para corte o vaporización, para crear una forma de onda
mixta.
Cuando el generador es activado primero, el
estado de la entrada de control (601) del oscilador (60) de RF (que
está conectado al circuito (70) de control del tiempo
"activado") es "activado", de manera que el dispositivo de
conmutación de potencia que forma el elemento oscilante del
oscilador (60) es conectado durante un periodo de conducción máximo
en cada ciclo de oscilación. La potencia entregada a la carga (64)
depende en parte de la tensión de alimentación aplicada al oscilador
RF (60) desde la fuente de alimentación (66) en modo conmutado, y
en parte de la impedancia de carga (64). La tensión umbral para una
salida de deshidratación se configura para provocar el envío de
señales de activación al circuito (70) de control del tiempo
"activado" y a la fuente de alimentación (66) en modo conmutado
cuando se alcanza el umbral de tensión. El circuito (70) de control
del tiempo "activado" tiene el efecto de reducir de manera
prácticamente instantánea el tiempo "activado" del dispositivo
de conmutación del oscilador RF. Simultáneamente, la fuente de
alimentación en modo conmutado es desactivada, de manera que la
tensión suministrada al oscilador (60) empieza a caer. El
funcionamiento del generador de este modo se describe en detalle en
nuestra Solicitud de Patente Europea Número 075443.
La figura 3 muestra un posible diseño para el
instrumento electroquirúrgico (12). El instrumento (12) comprende
un eje (5) del instrumento en el extremo del cual se encuentra un
conjunto de electrodo mostrado en general como (8). El conjunto de
electrodo (8) comprende un electrodo de corte central (2) dispuesto
entre dos electrodos de coagulación (3) y (40) mayores. La capa de
aislamiento (4) separa el electrodo de corte (2) del primer
electrodo de coagulación (3), mientras que una capa de aislamiento
(41) separa el electrodo de corte (2) del segundo electrodo de
coagulación (40). El electrodo de corte (2) sobresale ligeramente
sobre los dos electrodos de coagulación.
Cuando el usuario intenta que el instrumento
corte tejido, el generador aplica una forma de onda de RF entre el
electrodo de corte (2) y uno o ambos electrodos de coagulación (3) y
(40). A la inversa, cuando el usuario intenta que el instrumento
coagule tejido, el generador aplica una forma de onda RF de
coagulación entre los dos electrodos de coagulación (3) y (40). La
aplicación de la forma de onda de RF mixta se describirá con
referencia al circuito de conmutación mostrado en la figura 4.
La figura 4 muestra un circuito de conmutación
indicado en general en (45) y que comprende conexiones de entrada
(46) y (47) conectadas respectivamente a las dos líneas de salida
(60C) del generador (10). El circuito de conmutación (45) tiene tres
conexiones de salida (48), (49) y (50). La conexión de salida (48)
está conectada al electrodo de corte (2) en el dispositivo de la
figura 3. Las conexiones de salida (49) y (50) están respectivamente
conectadas a los electrodos de coagulación (3) y (40) en el
dispositivo de la figura 3. Un dispositivo electrónico de
conmutación (51) está conectado entre las conexiones de salida (48)
y (49). El conmutador (51) puede hacer e interrumpir rápidamente la
conexión entre las líneas de salida (48) y (49). Un condensador
(53) está conectado entre las conexiones de salida (49) y (50),
teniendo típicamente el condensador un valor de entre 1 y 10 nF.
Cuando el usuario activa los pedales (16A) o
(16B) para hacer funcionar el instrumento (12) en el modo mixto, el
generador suministra ráfagas alternativas de formas de onda de RF de
corte y de coagulación a las conexiones de entrada (46) y (47). El
dispositivo de conmutación (51) funciona sincronizado con las formas
de onda de RF alternas de manera que cuando se recibe la parte de la
forma de onda que contiene la forma de onda de corte, el dispositivo
de conmutación se abre de manera que hay un circuito abierto entre
las conexiones de salida (48) y (49). De este modo la forma de onda
de RF de corte es suministrada entre el electrodo de corte (2) y el
electrodo de coagulación (40), a través de conexiones de salida (48)
y (50) respectivamente. A la inversa, cuando la parte de la forma
de onda que contiene la tensión de coagulación se recibe a través de
las conexiones de entrada (46) y (47), el dispositivo de conmutación
(51) es cerrado de modo que las conexiones de salida (48) y (49)
están en comunicación eléctrica entre sí. De este modo, durante la
parte de coagulación de la forma de onda mixta, la forma de onda es
suministrada entre dos electrodos de coagulación (3) y (40), a
través de las conexiones de salida (49) y (50), proporcionando el
condensador (53) una diferencia de potencial entre ambas.
El dispositivo de conmutación (51) puede
comprender un relé óptico de CA tal como la disposición de FET dual
acoplado ópticamente, mostrada en la figura 5A. Otro dispositivo de
conmutación que proporciona aislamiento entre los circuitos de
control y la línea de salida es la combinación de un puente de
corriente alterna y un solo conmutador MOSFET controlado a través de
un controlador de aislamiento, tal como se muestra en la figura
5B.
La descripción anterior está basada en el
generador (10) controlando la forma de onda en modo mixto, y el
dispositivo de conmutación (51) abriéndose y cerrándose de manera
sincronizada con este. Sin embargo, este no tiene por qué ser el
caso y el dispositivo de conmutación puede controlar el generador
para determinar el cambio entre las formas de onda de RF de corte y
de coagulación.
Se tomará en consideración el circuito de
conmutación (45) que se muestra en la figura 4. Cuando el
dispositivo de conmutación (51) está en su situación abierta, la
forma de onda de corte es suministrada a través de las conexiones de
salida (48) y (50). Cuando el dispositivo de conmutación (51) se
cierra, la forma de onda de corte es suministrada inicialmente entre
las conexiones de salida (49) y (50), separadas por el condensador
(53). Esto provoca que la corriente suministrada por el generador
aumente rápidamente de manera que el conjunto de circuitos de
limitación de la corriente dentro del generador funcione para
reducir la potencia que está siendo suministrada, de modo que la
forma de onda se convierte rápidamente en una típica forma de onda
de RF para coagulación. El efecto del sistema de circuitos de
limitación de corriente dentro del generador es que el cierre del
dispositivo de conmutación (51) provoca que la forma de onda que
está siendo suministrada se transforme casi instantáneamente,
pasando de una forma de onda de corte a una forma de onda de
coagulación. A la inversa, cuando el dispositivo de conmutación (51)
vuelve a abrirse, el generador deja de estar limitado en corriente,
y una vez más la forma de onda vuelve rápidamente a ser una forma de
onda de RF de corte. De este modo, la apertura y el cierre del
dispositivo de conmutación (51) alternan el generador entre sus
modos de corte y de coagulación, produciendo la forma de onda mixta
que es suministrada a los electrodos del instrumento (12).
La figura 6 muestra una realización alternativa
del circuito de conmutación, que puede ser utilizada si el generador
(10) no es un generador limitado en corriente, o si se desea no
utilizar las características de limitación de corriente del
generador. El circuito de conmutación de la figura 6 es casi
idéntico al de la figura 4, siendo la principal diferencia la
adición de un condensador (52) adicional en serie con la conexión de
entrada (46). El condensador (52) tiene típicamente un valor que es
la mitad del valor del condensador (53), de manera que la tensión
suministrada a través de las conexiones de salida (49) y (50) es
reducida a un nivel utilizado típicamente para la coagulación sin
reducir la salida de potencia del generador (10). De este modo, se
suministra una forma de onda de RF de corte entre las conexiones de
salida (48) y (50) cuando el dispositivo de conmutación (51) está
abierto, y se suministra una forma de onda
de RF de coagulación entre las conexiones de salida (49) y (50) cuando el dispositivo de conmutación está cerrado.
de RF de coagulación entre las conexiones de salida (49) y (50) cuando el dispositivo de conmutación está cerrado.
El dispositivo de conmutación (45) puede
disponerse dentro del instrumento electroquirúrgico (12), o dentro
de la etapa de salida del generador (10) tal como se muestra en la
figura 7. En cualquier lugar en que esté localizado el circuito de
conmutación (45), este puede estar dotado de un dispositivo de
ajuste (55), (como el mostrado en la figura 6) manejable por el
usuario del sistema para ajustar la temporización del dispositivo de
conmutación. Haciendo funcionar el dispositivo de ajuste (55), el
usuario puede alterar la relación entre la parte de la forma de onda
de RF mixta que es una forma de onda de corte, y la parte que es una
forma de onda de coagulación. Esté el dispositivo de ajuste (55)
localizado en el instrumento (12) o en el generador (10), el usuario
del sistema puede variar la forma de onda para incrementar o reducir
la componente de coagulación de la forma de onda mixta con respecto
a la componente de corte, y viceversa. Esto proporciona una
flexibilidad considerable al sistema electroquirúrgico en términos
de su utilización como dispositivo simultáneo de corte y
coagulación, con un control manejable por el usuario sobre cuánta
coagulación se proporciona.
Tal como en la disposición descrita
anteriormente en la figura 4, el dispositivo (51) de conmutación del
circuito alternativo de conmutación de la figura 6 puede ser tal
como se muestra en la figura 5A o en la figura 5B, obteniéndose la
señal de excitación desde una fuente asociada con el propio
dispositivo de conmutación o desde un sistema de circuitos de
control dentro del generador, que controla otras funciones del
generador.
Para los expertos en la materia serán evidentes
varios circuitos para implementar el dispositivo de ajuste (55). En
la figura 8A se muestra un ejemplo de un circuito en el que es
generada una forma de onda en modo mixto por medio de elementos
asociados con el dispositivo de conmutación y tiene una relación
variable de trabajo-reposo. En este caso, la salida
de un generador (56) de onda triangular es comparada en un
comparador (57) con una tensión de referencia ajustable por el
usuario para producir una onda cuadrada del dispositivo (51) de
conmutación (figura 6). En la figura 8C se muestra otro circuito que
genera una señal de control del dispositivo de conmutación en modo
mixto, ajustable. En este caso, un potenciómetro (58) activable por
el usuario está acoplado con un circuito temporizador (59)
utilizando un i.c. ("circuito integrado") 555.
La figura 9 muestra un sistema generador
alternativo en el que son utilizados dos circuitos fuente de RF (74)
y (74'). El circuito fuente (74) comprende el oscilador de RF (60) y
sus elementos asociados de fuente de alimentación y control. El
circuito fuente es tal como se describe en relación con la figura 2,
y los elementos iguales reciben los mismos números de referencia que
en la figura 2. El segundo circuito fuente (74') comprende un
segundo oscilador de RF (60'), junto con un segundo controlador
(72'), una fuente de alimentación (66'), un detector (68') de umbral
de tensión y un circuito (70') de control de tiempo. La figura 9
muestra el circuito fuente (74') con su propia versión dedicada de
cada una de estas unidades, si bien es factible que parte de estas
(tal como la fuente de alimentación -66'- y el controlador -72'-)
puedan compartirse con el circuito fuente (74). El detector (68) de
umbral de tensión está configurado de manera que las conexiones de
salida (60C) procedentes del circuito fuente (74) proporcionen una
forma de onda de potencia de salida que tiene una forma de onda de
RF de corte, mientras que el detector (68') del umbral de tensión
está configurado de manera que las conexiones de salida (60C')
procedentes de circuito fuente (74') proporcionen una forma de onda
de potencia de salida que tiene una forma de onda de RF de
coagulación. El segundo oscilador (60') funciona a una frecuencia
diferente a la del oscilador (60).
Se dispone una etapa de salida común (73) para
ambos circuitos fuente (74) y (74'). Las conexiones de salida (60C)
procedentes del circuito fuente (74) están conectadas a conexiones
de entrada (46) y (47) de la etapa de salida (73), mientras que las
conexiones de salida (60C') procedentes de circuito fuente (74')
están conectadas a conexiones de entrada (46') y (47') de la etapa
de salida, respectivamente. Dentro de la etapa de salida (73), las
conexiones de entrada (47) y (47') están ambas conectadas a la
conexión de salida (49), mientras que la conexión de entrada (46)
está conectada a la conexión de salida (48), y la conexión de
entrada (46') a la conexión de salida (50). El resultado de esta
disposición es que la forma de onda de RF de corte procedente del
circuito fuente (74) es suministrada entre conexiones de salida
(48) y (49) y por lo tanto a un par de electrodos del instrumento
electroquirúrgico (12). Simultáneamente, la forma de onda de RF de
coagulación procedente del circuito fuente (74') es suministrada
entre conexiones de salida (49) y (50) y por lo tanto a un par
diferente de electrodos del instrumento (12). De este modo, el
instrumento electroquirúrgico (12) puede cortar y coagular tejido
simultáneamente en virtud de dos formas de onda de frecuencia
diferentes. Igual que anteriormente, la ventaja es que la forma de
onda de corte y la forma de onda de coagulación, ya sean aplicadas
simultáneamente o en una forma de onda mixta alterna, son
suministradas a pares diferentes de electrodos del instrumento
electroquirúrgico. Por lo tanto, el diseño de estos electrodos puede
ser optimizado, según estén previstos para cortar o para coagular
tejido.
En referencia a la figura 10, en otra
combinación alternativa de generador e instrumento, dos osciladores
de potencia de RF (60-1) y (60-2)
son excitados desde una fuente de alimentación común (62) y
controlados por un controlador común (72) para producir sobre las
respectivas líneas de salida (60C) una forma de onda de potencia de
RF adecuada para el corte y una forma de onda de potencia de RF
adecuada para la coagulación. Estas formas de onda pueden ser
alimentadas a un circuito (63) de conmutación para seleccionar la
señal de potencia procedente del oscilador (60-1) o
del otro oscilador (60-2), en función de las
entradas procedentes de, por ejemplo, conmutadores de pedal, siendo
la forma de onda de potencia seleccionada transmitida sobre
conexiones de salida (80), (81). En un modo mixto, el conmutador es
activado repetidamente a una velocidad predeterminada para producir
una forma de onda de potencia de salida mixta a través de las
conexiones (80), (81). Los osciladores de potencia
(60-1), (60-2) son activados a
frecuencias diferentes, y las formas de onda respectivas de corte y
de coagulación son alimentadas a los electrodos requeridos
alimentando la forma de onda de potencia sobre conexiones de salida
(80), (81) a circuitos sintonizados (82-1) y
(82-2), sintonizados a frecuencias diferentes. Las
salidas de los circuitos sintonizados son acopladas, a través de
líneas (48), (49) y (50) de electrodo, a electrodos respectivos del
instrumento electroquirúrgico. De este modo, la forma de onda de
corte procedente del oscilador (60-1) es alimentada
al electrodo de corte (48) y al electrodo común (49), mientras que
la forma de onda de coagulación procedente del oscilador
(60-2) es alimentada a un electrodo de coagulación
(50) y al electrodo común (49).
En la realización muestrada en la figura 10, la
conexión entre el generador electroquirúrgico y el instrumento
electroquirúrgico está dispuesta típicamente por medio de las
conexiones de salida (80) y (81), pero la distribución de los
bloques de circuito entre el generador y el instrumento se puede
variar.
En las figuras 11A y 11B se muestran otras
realizaciones. Igual que en la realización de la figura 9, estas
realizaciones prescinden de la necesidad de un conmutador o un
circuito de conmutación de enrutado de la señal.
En referencia a la figura 11, se disponen dos
circuitos sintonizados (82-1) y
(82-2) (tal como en la figura 10), sintonizados a
frecuencias diferentes. Cada uno tiene un par
inductor-condensador (84) resonante en serie y un
par inductor-condensador (86) resonante en paralelo,
estando el último acoplado por transformador a conexiones de salida
(46) y (47) por una parte y (46') y (47') por otra parte. Igual que
en la realización de la figura 10, cada circuito sintonizado tiene
dos entradas, una de las cuales está conectada a una conexión (80)
de salida del generador y la otra de las cuales está conectada a una
conexión (81) de salida del generador. En esta realización, el
generador tiene una etapa de salida que comprende conmutadores de RF
dispuestos en dos pares en contrafase (90A), (90B) y (91A), (91B)
que actúan de manera opuesta. Típicamente, estos conmutadores
comprenden MOSFETs de potencia. Cada conmutador (90A), (90B), (91A),
(91B) está conectado a entradas (92), (93) de controlador, tal como
se muestra, que reciben una señal de excitación de RF que, para
producir sobre las conexiones de salida (80), (81) una salida que
tenga una forma de onda de corte tiene una cierta frecuencia de RF,
y para producir una salida de coagulación en las conexiones (80),
(81) de salida, tiene una frecuencia de RF diferente, siendo estas
frecuencias, respectivamente, la frecuencia resonante de las
combinaciones resonantes (84), (86) del primer circuito sintonizado
(82-1), y la frecuencia resonante de las
correspondientes combinaciones resonantes del otro circuito
sintonizado (82-2). Tal como se ha descrito
anteriormente, los conmutadores de RF (90A), (90B), (91A) y (91B) de
la etapa de salida del generador pueden ser controlados de acuerdo
con, por ejemplo, un control de conmutador de pedal para producir
una salida de corte o una salida de coagulación. De nuevo,
adicionalmente, se puede producir una salida mixta en la que la
frecuencia de RF alterna constantemente entre las dos frecuencias
resonantes de los circuitos sintonizados de salida.
La realización de la figura 11B es una
modificación de la realización de la figura 11A, en la que la etapa
de salida del generador tiene un solo par de conmutadores de RF
(90A), (90B) en contrafase y en la que cada uno de los circuitos
sintonizados tiene una entrada conectada a la conexión entre los
conmutadores (90A), (90B) y la otra entrada conectada a tierra.
En la figura 12 se muestra otra realización del
circuito generador, en la que las salidas de corte y de coagulación
están conectadas en serie a través del sistema de circuitos de
conmutación. Las conexiones de entrada (131) y (132) están
conectadas a la salida del generador, y las conexiones de salida
(133) y (134) a los electrodos de coagulación del instrumento
electroquirúrgico (12). La conexión de salida (135) está conectada
al electrodo de corte del instrumento electroquirúrgico (12).
Entre las conexiones de entrada (131) y (132)
hay un circuito en puente que comprende un primer transformador
(136) y un segundo transformador (137). El primer transformador
(136) comprende un bobinado primario (138) y un bobinado secundario
(139). Un primer elemento de conmutación (140) está dispuesto en
paralelo con el bobinado primario (138). El segundo transformador
(137) comprende un bobinado primario (141) y un bobinado secundario
(142). Un segundo elemento de conmutación (143) está dispuesto en
paralelo con el bobinado primario (141). Los elementos de
conmutación (140) y (143) son controlados por la unidad de control
(144). Los bobinados secundarios (139) y (142) están conectados en
serie a través de las conexiones de entrada (131) y (132),
constituyendo la conexión entre los dos bobinados (139), (142) una
salida en puente.
El segundo transformador (137) es un
transformador reductor en el que el propio bobinado secundario (142)
es el primario para otro bobinado secundario (145), con toma
central, conectado a través de las conexiones de salida (133) y
(134). Un condensador (146) de aislamiento está dispuesto entre el
circuito en puente y la conexión (135) de salida de corte, y otros
condensadores (147) y (148) de aislamiento lo están entre el
circuito en puente y las conexiones (133) y (134) de salida de
coagulación.
El funcionamiento del circuito es el siguiente.
Durante un periodo predeterminado, la unidad de control (144) activa
el elemento conmutador (143) para cerrar y cortocircuitar el
bobinado primario (141) del segundo transformador (137). En esta
situación, con el transformador secundario (141) efectivamente
cortocircuitado, la salida del generador es dirigida entre la
conexión de salida (135) y ambas conexiones de salida (133) y (134).
Esto tiene el efecto de excitar el electrodo de corte del
instrumento electroquirúrgico (12) con una tensión de salida de RF
con respecto a los electrodos de coagulación del mismo, que
efectivamente actúan como electrodos de retorno para la operación de
corte electroquirúrgico.
A la finalización del periodo predeterminado, la
unidad de control (144) funciona para abrir el conmutador (143) y a
continuación cerrar el conmutador (140) para cortocircuitar el
bobinado primario (138) del primer transformador (136). Hay un
retardo corto predeterminado entre la apertura del conmutador (143)
y el cierre del conmutador (140) para asegurar que ambos
conmutadores nunca están cerrados al mismo tiempo (puesto que esto
cortocircuitaría las conexiones de salida del generador). Con el
conmutador (140) cerrado, el primer transformador (136) está
efectivamente cortocircuitado, y la salida del generador está
dirigida por completo al segundo transformador (137). El segundo
transformador es un transformador reductor, y proporciona una señal
de tensión menor entre las conexiones de salida (133) y (134). Esto
tiene el efecto de excitar los primero y segundo electrodos de
coagulación del instrumento electroquirúrgico (12) para producir de
este modo una tensión de RF de coagulación entre los mismos.
Tras un tiempo predeterminado, la unidad de
control (144) abre el conmutador (140) y a continuación cierra el
conmutador (143), invirtiendo la situación descrita inicialmente en
la que es suministrada una tensión de corte al electrodo de corte
del instrumento electroquirúrgico (12). Alternando constantemente
entre las dos condiciones descritas en el presente documento, el
circuito proporciona una señal de formas de onda de corte y
coagulación ("coag") alternantes rápidamente, a un instrumento
electroquirúrgico conectado al mismo. De este modo, el instrumento
puede cortar tejido tal como se ha descrito previamente, mientras
que simultáneamente coagula el tejido para reducir la
hemorragia.
La figura 13 muestra una realización
alternativa, en la que elementos iguales son designados por los
mismos números de referencia. Mientras que la disposición de la
figura 12 es especialmente apropiada para un circuito de
conmutación en una unidad separada del generador, la disposición de
la figura 13 es más apropiada para un sistema de circuitos de
conmutación que es integral con el generador. En lugar de que los
bobinados secundarios (139) y (142) estén conectados a través del
generador tal como en la figura 12, en la disposición de la figura
13 los elementos de conmutación (140) y (143) a través de los
bobinados primarios (138) y (141) están conectados por si mismos
directamente en serie a través de un generador (150). En la figura
13, el segundo transformador (137) está muestrado como un simple
bobinado primario (141) y bobinado secundario (145), sin el
aislamiento adicional proporcionado por el transformador de dos
etapas mostrado en la figura 12. El funcionamiento del circuito de
la figura 13 es sustancialmente como el descrito con referencia a la
figura 12, provocando la unidad de control (144) que los
conmutadores (140) y (143) se abran y se cierren de forma recíproca.
Cuando el conmutador (140) está cerrado, acortando el bobinado
primario (138), se suministra una señal de coagulación entre las
conexiones de salida (133) y (134). Alternativamente, cuando el
conmutador (143) está cerrado, acortando el bobinado primario (141),
es suministrada una señal de corte entre la conexión de salida (135)
y las conexiones (133) y (134).
La figura 14A muestra una primera secuencia de
forma de onda de salida mixta que comprende una combinación
alternante constantemente de una forma de onda (30) de corte y una
forma de onda (31) de coagulación. La forma de onda de corte (30)
está limitada a un primer umbral (32) de tensión, mientras que la
forma de onda de coagulación (31) está limitada a un segundo (menor)
umbral (33) de tensión. La forma de onda de corte (30) es
suministrada durante el 50% del ciclo de trabajo, y la forma de
onda de coagulación (31) es suministrada durante el restante 50%
del ciclo de trabajo. Esta secuencia de forma de onda de salida
produce un efecto tejido que corta y coagula simultáneamente
tejido.
La figura 14B muestra una secuencia alternativa
de forma de onda de salida mixta, que de nuevo alterna
constantemente entre una forma de onda (30) de corte y una forma de
onda (31) de coagulación, cada una limitada a umbrales (32) y (33)
de tensión respectivamente. Sin embargo, en la secuencia de forma de
onda de salida de la figura 14B, la forma de onda (30) de corte es
suministrada durante el 90% del ciclo de trabajo, y la forma de onda
(31) de coagulación es suministrada durante solo el 10% del ciclo de
trabajo. Esta secuencia de forma de onda de salida corta tejido más
eficazmente que la forma de onda de la figura 14A, pero tiene menos
efecto coagulante sobre el tejido en tratamiento.
Las formas de onda mixtas de las figuras 14A y
14B son dos configuraciones predeterminadas para la secuencia de
forma de onda de salida mixta de un sistema generador según la
presente invención, y pueden ser seleccionadas o ajustadas mediante
la utilización de un conmutador de pedal tal como se muestra en la
figura 15, siendo dicho conmutador de pedal totalmente convencional.
El conmutador de pedal (16) tiene dos pedales (16A) y (16B), siendo
el pedal (16A) conocido normalmente como el pedal de corte (y siendo
típicamente de color amarillo), y siendo el pedal (16B) conocido
normalmente como el pedal de coagulación (y siendo típicamente de
color azul). Se dispone un tercer pedal (16C) como un pedal de
selección de modo (siendo este pedal típicamente de forma y tamaño
diferentes a los otros dos pedales, y normalmente de color negro).
El funcionamiento del sistema generador se describirá ahora con
referencia a estos pedales, y al diagrama de la figura 16.
Si el cirujano está utilizando el instrumento
electroquirúrgico conectado al generador solamente para coagular
tejido, la activación del pedal de coagulación (16B) provocará que
sea suministrada al instrumento una forma de onda 100% de
coagulación. Sin embargo, cuando el cirujano desea utilizar el
instrumento para cortar tejido, el pedal de corte (16A) es
activado. Cuando el pedal de corte es activado, el generador
proporciona una forma de onda al instrumento, según una
configuración inicial predeterminada, en este caso una forma de onda
de 100% de coagulación tal como se muestra en "A". A medida
que son suministrados sucesivos impulsos de energía al instrumento,
la forma de onda cambia según una evolución predeterminada, hasta
que en "(B)" la forma de onda es del 50% de corte y del 50% de
coagulación. Pasado el tiempo (t1) la forma de onda ha evolucionado
a su configuración final tal como la mostrada en "(C)", que en
este caso es una forma de onda constituida por formas de onda del
90% de corte y del 10% coagulación. Esta configuración final será
aplicada al instrumento hasta que sea liberado el pedal (16B) de
corte.
Esta evolución de la forma de onda desde una
configuración inicial hasta una configuración final tiene varias
ventajas para el cirujano. En primer lugar, cuando se utiliza el
instrumento para cortar tejido grueso, a menudo se produce
hemorragia. Esto no siempre puede compensarse coagulando tejido
grueso antes del corte, puesto que existe el riesgo de que para
asegurar que el tejido grueso sea coagulado, parte del tejido
resultará "sobrecoagulado" y deshidratado. El tejido
deshidratado no es receptivo a la energía de RF, y por lo tanto el
subsiguiente corte del tejido no será eficaz. De este modo, la
hemorragia está a menudo asociada con el corte de tejido grueso. En
la presente disposición, el instrumento mantiene un elemento de
coagulación, especialmente en el comienzo del proceso. De este
modo, si el cirujano encuentra hemorragia durante el corte
electroquirúrgico, el cirujano suelta y a continuación reactiva el
pedal (16B) de corte. Esto reajusta la evolución al punto "A"
en la figura 16, con un alto grado de coagulación con la
configuración inicial.
En segundo lugar, la proporción creciente de la
forma de onda de corte asegura que el corte de tejido es eficaz en
cuanto es posible que esto ocurra. Mantener por lo menos una
proporción del 10% de la forma de onda de coagulación asegura que
la coagulación sigue produciéndose cuando el instrumento se mueve a
través del tejido.
El tiempo que lleva al generador evolucionar
desde la configuración inicial hasta la configuración final puede
variarse dependiendo del tipo de instrumento conectado al generador,
y/o del tipo de tejido tratado típicamente por tal instrumento. El
tiempo de evolución puede ser un ajuste de fábrica, o puede ser
ajustable por el usuario utilizando el pedal (16C) de ajuste de
modo. El tiempo de evolución es típicamente del orden de 7,5
segundos, aunque en circunstancias apropiadas pueden ser utilizados
tiempos de evolución de tan solo 0,5 segundos o de hasta 10
segundos.
El tiempo de evolución desde la configuración
inicial hasta la configuración final puede no necesariamente ser
una evolución uniforme tal como se muestra en la figura 16. Por
ejemplo, la forma de onda puede permanecer con un contenido de
coagulación del 100% durante un tiempo predeterminado (por ejemplo
1,5 segundos) antes de evolucionar a la configuración final de 90%
de corte y 10% de coagulación. Esta es la situación mostrada en la
figura 17. Un experto apreciará que serán posibles diferentes
evoluciones desde la configuración inicial hasta la configuración
final, dependiendo del tipo de operación que se esté llevando a
cabo.
Las figuras 18 a 22 muestran un tipo de
instrumento alternativo que puede ser utilizado junto con el
generador electroquirúrgico descrito previamente. En relación con
la figura 18, un dispositivo fórceps bipolar incluye un eje tubular
alargado (101) con un extremo proximal (102), un extremo distal
(103) y un lumen (104) que se extiende por toda la longitud del
elemento tubular. En el extremo proximal (102) del elemento tubular
(101) hay un conjunto de empuñaduras (105) de tipo tijeras con una
primera empuñadura (106) y una segunda empuñadura (107). La segunda
empuñadura (107) puede ser pivotada con respecto a la primera, en
torno a la clavija (108) de pivote. En un diseño conocido de
mecanismo de activación, la segunda empuñadura (107) tiene una
clavija (109) unida a la parte superior de la misma, de manera que
el movimiento de la empuñadura provoca un movimiento
correspondiente en una esfera (110) soportada en un soporte (111)
con forma de U.
Montado en el extremo distal (103) del elemento
tubular (101) está el conjunto (112) de mandíbulas de fórceps, que
se muestra de forma más específica en la figura 19. El conjunto
(112) de mandíbulas comprende un primer elemento de mandíbula (113)
y un segundo elemento de mandíbula (114), unidos entre sí de forma
pivotante mediante un remache aislado (115). El elemento de
mandíbula (113) está dotado de un electrodo (116) de corte, aislado
respecto del elemento de mandíbula (113) mediante un aislante
cerámico (117). Tal como se muestra en la figura 20, tres varillas
rígidas (118), (119) y (120) eléctricamente conductoras, cada una
cubierta con una capa de aislamiento eléctrico, se extienden a
través del lumen (104) del elemento tubular (101). Las varillas
(118), (119) están conectadas de manera pivotante a los respectivos
elementos de mandíbula (113), (114) mediante conexiones rígidas
(121), mientras que la varilla (120) está conectada por medio de un
cable (124) (que se muestra mejor en la figura 22) al electrodo
(116). Los extremos proximales de las varillas (118), (119) y (120)
se extienden desde el elemento tubular a través de la esfera (110) y
terminan en un conector (122), mediante el cual el dispositivo
puede ser conectado al generador electroquirúrgico (10).
Tal como se muestra en la figura 19, el
electrodo de corte (116) tiene la forma de un raíl alargado, que se
extiende a lo largo de la longitud del elemento de mandíbula (113).
El raíl (116) está montado sobre el aislante cerámico (117) de
manera que está aislado respecto del elemento de mandíbula (113). El
raíl (116) es típicamente de 100 micras de anchura, y sobresale
desde el aislante cerámico (117) en una distancia de aproximadamente
50 micras. Cuando el conjunto de mandíbulas (112) está en su
posición cerrada, el raíl (116) es recibido en un rebaje
longitudinal (123) correspondiente en el elemento de mandíbula
(114), tal como se muestra mejor en la figura 21. En el rebaje
(123) está dispuesta una tira comprimible (127) de material de
aislamiento.
A continuación se describirá en mayor detalle el
funcionamiento del dispositivo. Cuando se va a cortar tejido, el
conjunto (112) de mandíbulas se acerca al tejido a cortar, con el
conjunto de mandíbulas en su posición abierta y el tejido en la
línea de tangencia (125) del conjunto de mandíbulas. Una forma de
onda de corte procedente del generador electroquirúrgico (10) es
suministrada a través de la varilla (120) al electrodo (116) de
corte, y el dispositivo de fórceps es movido longitudinalmente en la
dirección de la flecha mostrada en la figura 22. El tejido que está
situado entre el electrodo de corte (116) y uno o ambos elementos
(113) y (114) de mandíbula es cortado por la forma de onda
electroquirúrgica a medida que el dispositivo es trasladado
longitudinalmente, formando de ese modo una línea de corte
longitudinal en el tejido. El conjunto de mandíbulas es mantenido en
su posición abierta durante todo este proceso, definiendo la línea
de tangencia (125) en la que el tejido es forzado.
El dispositivo puede ser utilizado también para
coagular tejido, de un modo más convencional, utilizando el
conjunto de mandíbulas en su posición cerrada. El conjunto de
mandíbulas es cerrado, capturando tejido entre el elemento de
mandíbula (113) y el elemento de mandíbula (114). El raíl de corte
(116) es recibido en el rebaje (123) y, sin la forma de onda de
corte electroquirúrgico descrita previamente, no tiene un efecto de
corte sobre el tejido entre ambos. Una forma de onda de coagulación
procedente del generador electroquirúrgico (10) es suministrada
entre los elementos (113) y (114) de mandíbula, a través de varillas
(118) y (119). Esto provoca la coagulación del tejido contenido
entre las mandíbulas.
El dispositivo puede también ser utilizado para
cortar y coagular simultáneamente tejido, utilizando una forma de
onda mixta tal como se ha descrito previamente. Igual que
anteriormente, el conjunto de mandíbulas es cerrado, capturando
tejido entre el elemento de mandíbula (113) y el elemento de
mandíbula (114). El cirujano presiona el pedal (16B) de corte en el
conmutador de pedal (16), y se suministra una forma de onda
electroquirúrgica que consiste en la configuración inicial (100% de
coagulación) a los elementos (113) y (114) de mandíbula. La forma
de onda evoluciona, tal como se ha descrito previamente, de manera
que se incluye una proporción creciente de la forma de onda de
corte, siendo suministrada la forma de onda de corte entre el raíl
(116) de corte y las mandíbulas (113) y (114). Tras un periodo de
tiempo predeterminado, la forma de onda alcanza su configuración
final (90% de corte y 10% de coagulación), que continúa hasta que se
libera el pedal (16B) de corte.
Claims (16)
1. Sistema generador electroquirúrgico para
generar potencia en radiofrecuencia, que comprende:
- (i)
- una etapa de salida de radiofrecuencia que tiene tres o más conexiones de salida (48, 49, 50; 133, 134, 135);
- (ii)
- una o más fuentes de potencia de salida de radiofrecuencia acopladas a la etapa de salida,
- (iii)
- un controlador operativo para provocar que el sistema suministre potencia en un modo combinado en el que una primera forma de onda de RF de corte y una segunda forma de onda de RF de coagulación son distribuidas a las conexiones de salida, incluyendo el controlador medios para alimentar las formas de onda a las conexiones de salida de manera que la primera forma de onda de RF es distribuida entre un primer par de las conexiones de salida, y la segunda forma de onda de RF es distribuida entre un segundo par de las conexiones de salida,
siendo tal la disposición del sistema que el
modo combinado es ajustable entre varias configuraciones, teniendo
cada configuración una proporción diferente de las primera y segunda
formas de onda de RF, caracterizado porque, en respuesta a
una señal de entrada activada por operador, el controlador provoca
que el sistema suministre una secuencia de forma de onda de salida
que comienza en una configuración inicial predeterminada, finaliza
en una configuración final predeterminada, y cambia entre las
configuraciones inicial y final según una evolución
predeterminada.
2. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
la primera forma de onda de RF de corte es una forma de onda en la
que la tensión de salida de radiofrecuencia desarrollada a través de
las conexiones de salida está limitada a por lo menos un primer
valor umbral predeterminado para el corte o la vaporización de
tejido, y la segunda forma de onda de RF de coagulación es una
forma de onda en la que la tensión de salida de radiofrecuencia
desarrollada a través de las conexiones de salida está limitada a un
segundo valor umbral para coagulación.
3. Sistema, según la reivindicación 1 ó 2, en el
que el modo combinado se dispone por medio del controlador
funcionando para suministrar una secuencia de forma de onda de
salida mixta que alterna constantemente entre la primera forma de
onda de RF de corte y la segunda forma de onda de RF de
coagulación.
4. Sistema, según la reivindicación 3, en el que
cada una de las diversas configuraciones tiene un primer ciclo de
trabajo predeterminado de la primera forma de onda de RF, y un
segundo ciclo de trabajo predeterminado de la segunda forma de onda
de RF.
5. Sistema, según la reivindicación 4, en el que
la configuración inicial tiene un segundo ciclo de trabajo que está
entre el 70% y el 100% de la salida suministrada total.
6. Sistema, según la reivindicación 5, en el que
la configuración inicial tiene un segundo ciclo de trabajo que está
entre el 90% y el 100% de la salida suministrada total.
7. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones 4 a 6, en el que la configuración final tienen un
primer ciclo de trabajo que está entre el 70% y el 100% de la salida
suministrada total.
8. Sistema, según la reivindicación 7, en el que
la configuración final tiene un primer ciclo de trabajo que está
entre el 90% y el 100% de la salida suministrada total.
9. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones 4 a 8, en el que la configuración inicial es una
forma de onda que tiene un primer ciclo de trabajo que es el 100% de
la salida suministrada total, y la configuración final es una forma
de onda mixta que tiene un segundo ciclo de trabajo que es el 90% de
la salida suministrada total.
10. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que la configuración inicial
predeterminada tiene una combinación de formas de onda tal que la
proporción de la segunda forma de onda de RF es mayor que la
proporción de la primera forma de onda de RF.
11. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que la configuración final
predeterminada tiene una combinación de formas de onda tal que la
proporción de la primera forma de onda de RF es mayor que la
proporción de la segunda forma de onda de RF.
12. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que la evolución predeterminada
desde la configuración inicial hasta la configuración final es una
evolución uniforme durante un tiempo predeterminado.
13. Sistema, según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que el controlador está adaptado
para suministrar una secuencia de formas de onda de salida
suministrada total, en la forma de una serie de pulsos.
\newpage
14. Sistema, según la reivindicación 13, en el
que los impulsos son proporcionados a una frecuencia de entre 0,5 y
50 Hz.
15. Sistema, según la reivindicación 14, en el
que los impulsos son proporcionados a una frecuencia de entre 15 y
25 Hz.
16. Sistema electroquirúrgico que comprende:
- (i)
- un instrumento electroquirúrgico bipolar que incluye una empuñadura (105), un conjunto (112) de mandíbulas dispuesto de manera que la manipulación de la empuñadura permite que las mandíbulas opuestas del conjunto de mandíbulas se abran y se cierren una con respecto a otra; teniendo una primera de las mencionadas mandíbulas opuestas por lo menos un primer electrodo (114) de coagulación; teniendo la otra de las mencionadas mandíbulas opuestas por lo menos un segundo electrodo (113) de coagulación; y un electrodo (116) de corte, estando el electrodo de corte separado del segundo electrodo de coagulación por medio de un elemento (117) aislante, y
- (ii)
- un aparato (10) generador electroquirúrgico que comprende una o más fuentes de potencia de salida de RF, un controlador operativo para controlar el generador de manera que pueda proporcionar una primera forma de onda de RF de corte al instrumento electroquirúrgico o una segunda forma de onda de RF de coagulación al instrumento electroquirúrgico, y, en un modo combinado, suministrar ambas primera y segunda formas de onda de RF, siendo las formas de onda alimentadas al instrumento electroquirúrgico de manera que, en el modo combinado, la forma de onda de RF de corte es suministrada entre el electrodo (116) de corte y por lo menos uno de los primero y segundo electrodos (114, 113) de coagulación, y la forma de onda de RF de coagulación es suministrada entre los primero y segundo electrodos de coagulación, siendo el modo combinado ajustable entre diversas configuraciones, teniendo cada configuración una proporción diferente de las primera y segunda formas de onda de RF,
siendo la disposición del sistema de aparato
generador tal que, en respuesta a una señal de entrada activada por
operador, el controlador provoca que el aparato generador suministre
una secuencia de formas de onda de salida que comienza en una
configuración inicial predeterminada, finaliza en una configuración
final predeterminada, y cambia entre las configuraciones inicial y
final según una evolución predeterminada.
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