ES2333240T3 - Generador y sistema electroquirurgicos. - Google Patents

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ES2333240T3 ES05786860T ES05786860T ES2333240T3 ES 2333240 T3 ES2333240 T3 ES 2333240T3 ES 05786860 T ES05786860 T ES 05786860T ES 05786860 T ES05786860 T ES 05786860T ES 2333240 T3 ES2333240 T3 ES 2333240T3
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Francis Amoah
Nigel Mark Goble
Colin Charles Owen Goble
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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.
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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.
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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.
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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,
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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.
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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.
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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