ES2307652T3 - Sistema electroquirurgico. - Google Patents

Abstract

Generador electroquirúrgico (40) que comprende una fuente (60) de energía de radiofrecuencia (r.f.), por lo menos un par de terminales de salida para su conexión a un instrumento electroquirúrgico bipolar y para suministrar energía de r.f. desde la fuente hasta el instrumento, y un circuito pulsante (64, 70) para la fuente, en el que el circuito pulsante y la fuente están dispuestos de tal manera que suministran una carga resistiva cuando están conectados a través de los terminales de salida, una señal de potencia de r.f. modulada en amplitud en forma de una sucesión de impulsos de tratamiento, cuya sucesión está caracterizada por periodos, por lo menos, de 100 ms entre los sucesivos impulsos de tratamiento y por una relación predeterminada de señal-pausa de impulsos, estando dispuesto el generador de tal forma que la potencia suministrada es suficiente para formar, por lo menos, una burbuja de vapor en el interior del tejido a tratar, siendo suficientes los periodos, por lo menos de 100 ms, para permitir la recondensación de la burbuja o burbujas de vapor.

Description

Sistema electroquirúrgico.

Esta invención se refiere a un generador electroquirúrgico y a un sistema electroquirúrgico. Más específicamente, la presente invención da a conocer una salida electroquirúrgica bipolar de radiofrecuencia (r.f.) cuyas características producen un cierre de las estructuras vasculares más rápido, más controlado y más efectivo, tal como el que puede ser llevado a cabo durante la cirugía endoscópica y similares.

La utilización de corrientes de r.f. para realizar el corte y la coagulación de tejidos corporales es conocida desde hace muchos años y entra dentro de una descripción amplia de la electrocirugía. Hoy en día se utilizan corrientemente dos técnicas para el suministro de la corriente de r.f. a los tejidos.

La primera de ellas, la electrocirugía monopolar, implica la utilización de un electrodo activo (tratamiento de los tejidos) y un electrodo de retorno (o neutro) a distancia (o placa), situado en una superficie exterior del cuerpo del paciente. La corriente fluye desde el electrodo activo a través de la zona objetivo y a través de cualquier otro tejido situado en la trayectoria entre la zona objetivo y el electrodo de retorno. Esta disposición introduce la posibilidad de quemaduras fuera de la zona, en otras palabras, quemaduras producidas en zonas distintas de la zona objetivo. La literatura médica incluye referencias a numerosos ejemplos de acoplamiento capacitivo de la corriente de r.f. con otros instrumentos, produciendo quemaduras, acoplamiento directo con el tejido debido a fallos del aislamiento, quemaduras a lo largo de la trayectoria de la corriente a través del cuerpo del paciente, y las que se producen en la zona de aplicación de la placa de retorno.

La segunda técnica se conoce como electrocirugía bipolar. La electrocirugía bipolar implica el confinamiento del flujo de corriente local a una zona objetivo mediante la incorporación del electrodo activo y el de retorno, juntos uno al otro, habitualmente en el extremo del instrumento quirúrgico. Esta disposición evita la necesidad de que la corriente fluya por el cuerpo para completar el circuito eléctrico, y de este modo elimina los riesgos de quemaduras fuera de la zona. Por consiguiente, la utilización de la electrocirugía bipolar es preferente cuando la seguridad es la mayor preocupación, particularmente cuando se aplica corriente de r.f. junto a estructuras vitales, o cuando la visibilidad es limitada, tal como sucede en la cirugía endoscópica. Como resultado de ello, la coagulación bipolar o el cierre de los vasos sanguíneos durante la cirugía endoscópica se ha convertido en una alternativa económica y fácil de utilizar frente al cierre mecánico de los vasos sanguíneos utilizando pinzas metálicas, grapas o ligaduras.

Normalmente, el instrumento electroquirúrgico utilizado para la coagulación bipolar se compone de un par de fórceps, en los cuales cada mandíbula de los fórceps es un electrodo de r.f. Dependiendo del tamaño del fórceps, y por tanto de la cantidad de tejido incluido en el circuito, la potencia aplicada puede variar habitualmente entre 1 W y 50 W. Los problemas más significativos que aparecen cuando se utiliza la electrocirugía bipolar convencional de r.f. están relacionados con la distribución de la energía a través del tejido sujetado entre los fórceps. Como resultado de estas limitaciones, los cirujanos aplican normalmente mucha más energía de r.f. de la necesaria, para cerrar de manera efectiva un vaso sanguíneo, en teoría para garantizar un cierre completo y para reducir el riesgo de sangrado o hemorragia cuando el vaso es dividido posteriormente. Esto conduce a una difusión excesiva de la coagulación a los tejidos adyacentes, e incrementa el riesgo de que las mordazas del fórceps queden adheridas al tejido. Esta adherencia puede ser suficientemente grave para hacer que el tejido coagulado sea arrancado al soltar el fórceps, lo que conduce a daños en las zonas del vaso sin tratar y a un sangrado importante.

La norma de la industria en lo que se refiere a la salida para coagulación de un generador bipolar de r.f. para electrocirugía, es una potencia máxima comprendida dentro de una zona de 50 W a 70 W con una curva de carga específica comprendida entre 10 ohmios y 1.000 ohmios. Esta potencia es suministrada normalmente como una onda de forma continua con un bajo factor de cresta, tal como una onda sinusoidal. Las tensiones pico de dicho generador pueden ser tan elevadas como 1.000 V de pico a pico. No obstante, se ha reconocido actualmente que las tensiones más bajas reducen la tendencia a la adherencia o a la carbonización del tejido durante la coagulación. Actualmente, en los diseños modernos, se utilizan más habitualmente tensiones de hasta 400 V, pico a pico. La capacidad de acoplamiento a baja impedancia de este tipo de generador es limitada, estando el suministro máximo de corriente habitualmente comprendido dentro de la zona de 1,5A a plena potencia.

A pesar de estos avances, ninguno de los generadores bipolares de r.f. conocidos soluciona el problema de la absorción diferencial de energía en el interior del tejido debido a las variaciones en la impedancia del tejido, a la forma geométrica de las mandíbulas del fórceps, a la presencia de fluidos conductores y a la compresión de los tejidos. Como resultado de ello, la coagulación alcanza de manera inevitable el punto de deshidratación en el cual el tejido queda seco mientras que los fluidos hierven, comportando una elevación de la temperatura del electrodo por encima de 70 a 80ºC. Como esto es más probable que ocurra debido a las variables que aparecen durante la utilización, es particularmente probable que ocurra cuando el vaso a tratar está contenido en el interior de una capa grasa de impedancia elevada como la que se encuentra habitualmente en los pedículos vasculares. La capa grasa aísla de manera efectiva la estructura vascular de baja impedancia, de modo que es muy probable que se produzca un cierre incompleto y una aplicación excesiva de energía.

Por estos motivos, sería deseable suministrar energía electroquirúrgica bipolar de r.f. para coagular los tejidos de una forma mejorada. Sería particularmente deseable proporcionar una absorción de energía más controlada en todo el tejido a tratar, en una buena parte de manera independiente de las variables encontradas durante la utilización, de modo que puedan solucionarse los problemas de cierre incompleto de los vasos en el interior de los pedículos grasos, de adherencia de los tejidos y de margen térmico excesivo. Sería deseable además dar a conocer una salida mejorada de r.f. bipolar electroquirúrgica a través de un instrumento, tal como se da a conocer en la Patente U.S. Nº 5.445.638 durante la cirugía endoscópica.

Se han propuesto instrumentos electroquirúrgicos para resolver los problemas de las adherencias. Las Patentes U.S. Nºs 3.685.518, 4.492.231 y 6.059.783 describen todas ellas métodos de eliminación del calor mediante la construcción de electrodos de suficiente capacidad térmica y/o mediante la utilización de materiales conductores del calor para disipar el calor. La Patente U.S. Nº 5.885.281 da a conocer la utilización de recubrimientos para reducir al mínimo los efectos de la adherencia.

En la Patente U.S. Nº 5.496.312 se describe un control para el generador de r.f. basado en la impedancia y la temperatura. Nuestra Patente U.S. Nº 5.423.810 da a conocer una salida para la cauterización bipolar de impedancia controlada basada en variaciones en la frecuencia portadora del oscilador, de acuerdo con la impedancia del tejido.

La Patente U.S. Nº 4.038.984 (Sittner) se refiere a un método electroquirúrgico para cortar y coagular tejido. En el modo de coagulación, la energía de radiofrecuencia se aplica en forma de los denominados "paquetes", con un periodo de repetición del paquete, habitualmente de 65 ms.

La Patente EP-A-0754437 de los inventores, da a conocer un generador electroquirúrgico para coagular tejido, estando controlada la potencia de radiofrecuencia suministrada mediante la alteración de la duración de las desviaciones individuales de la tensión de radiofrecuencia dentro de cada ciclo de radiofrecuencia, en respuesta a la detección del umbral de la tensión de salida del pico de radiofrecuencia.

La Patente U.S. Nº 6.033.399 (Gines) da a conocer un generador electroquirúrgico capaz de aplicar potencia de salida a dispositivos quirúrgicos de sujeción, de tal manera que el nivel de potencia varía de manera cíclica entre unos valores alto y bajo, como respuesta al cambio de impedancia del tejido sujetado que se está tratando, hasta que el tejido está totalmente deshidratado.

Estas técnicas han tenido un éxito moderado en lo que se refiere a la prevención de las adherencias.

Según la presente invención, la reivindicación 1 define un generador electroquirúrgico que comprende una fuente de energía de r.f., por lo menos un par de terminales de salida para su conexión a un instrumento electroquirúrgico bipolar y para suministrar energía de r.f. desde la fuente al instrumento, y unos circuitos pulsantes para la fuente, en los que el circuito pulsante y la fuente están dispuestos para suministrar a una carga resistiva dispuesta entre los terminales de salida, una señal de r.f. modulada en amplitud en los terminales de salida, en forma de una sucesión de impulsos de tratamiento caracterizados por ser los periodos entre los impulsos de tratamiento sucesivos de la señal, por lo menos de 100 ms, y mediante una relación predeterminada de señal-pausa ("mark to space") de los impulsos, estando dispuesto el generador de tal forma que la potencia suministrada es suficiente para formar, por lo menos, una burbuja de vapor en el interior del tejido a tratar, siendo los periodos, por lo menos de 100 ms, que son suficientes para permitir la recondensación de la burbuja o burbujas de vapor.

Las realizaciones preferentes están definidas mediante las reivindicaciones dependientes.

Preferentemente, la altura de la modulación de amplitud es, por lo menos, del 90% y, más preferentemente, substancialmente del 100%, con una proporción del impulso de señal-pausa inferior a 1:1, preferentemente menos de 2:3.

La proporción del impulso de señal-pausa y la frecuencia de los impulsos pueden permanecer constantes, a valores predeterminados en la mayor parte de dicha sucesión de impulsos y preferentemente, a lo largo de la sucesión de impulsos hasta la finalización de dichos impulsos. Tanto la proporción de señal-pausa como la frecuencia de los impulsos, pueden ser ajustadas previamente al inicio de la sucesión de impulsos, a valores dependientes de una señal de identificación del instrumento recibida desde el generador. Estos valores pueden ser asimismo ajustados previamente de manera automática al inicio de la sucesión de impulsos, según la resistencia de la carga entre los terminales de salida.

Es preferente que la proporción de señal-pausa sea inferior o igual a 1:3, por lo menos, en una gama de valores de la carga de 5 \Omega a 45 \Omega, o de 1:4, por lo menos, en una gama de valores de la carga de 5 \Omega a 30 \Omega.

Cuando se acopla una carga resistiva a través de los terminales de salida del generador, la corriente de r.f. durante cada uno de un cierto número de impulsos sucesivos, puede llegar, por lo menos, a 3 amperios r.m.s. (valor eficaz) cuando la carga es de 20 \Omega.

Habitualmente, la velocidad de la repetición de impulsos es inferior o igual a 5 Hz, y preferentemente inferior a 1 Hz, estando dispuestos la fuente de r.f. y el circuito pulsante para generar una sucesión de impulsos de tratamiento de la energía de r.f. en los terminales de salida, siendo los periodos entre dichos impulsos sucesivos de 300 ms o más largos.

En el caso de que la velocidad de repetición de los impulsos sea inferior a 1 Hz, el circuito pulsante y la fuente de r.f. están dispuestos para generar una sucesión de impulsos de tratamiento o de energía de r.f. en los terminales de salida, siendo los periodos entre dichos impulsos sucesivos de 1 segundo o más largos.

En el generador preferente, el conjunto de circuitos está dispuesto de tal modo que la tensión pico de la señal de r.f. modulada en amplitud, permanece por debajo de 200 voltios cuando se conecta una carga resistiva entre los terminales de salida, siendo la energía de r.f. suministrada en cada impulso, por lo menos, de 2 julios cuando la carga resistiva está comprendida en la gama de 10 \Omega a 250,2 \Omega, o incluso en la gama de 10 \Omega a 1 k\Omega.

El generador está dispuesto de manera ventajosa, de modo que es capaz de suministrar una potencia pico, por lo menos, de 100 W con cualquier carga resistiva dentro de una gama de 20 \Omega a 250 \Omega.

El generador preferente está dispuesto de manera que suministra una potencia pico que tiene un valor máximo cuando la resistencia de la carga es inferior a 20 \Omega, siendo el valor máximo de la potencia pico suministrada, por lo menos de 200 W.

El factor de cresta de la tensión de salida de la onda de r.f. durante cada impulso, cuando se suministra potencia de r.f., habitualmente es inferior o igual a 1,5.

El generador preferente incluye un conjunto de circuitos de control con medios para monitorizar, por lo menos, un parámetro eléctrico asociado a los terminales de salida. La disposición del conjunto de circuitos de control, del circuito pulsante y de la fuente, es tal que con los terminales de salida conectados a una carga resistiva, el conjunto de circuitos de control hace que la fuente suministre a la carga una señal de potencia de r.f. modulada en amplitud que, por lo menos en un periodo inicial, es una sucesión de impulsos de tratamiento con un ciclo de trabajo con un impulso inicial predeterminado y, en el periodo siguiente tiene características diferentes, estando controlada la transición del periodo inicial al periodo siguiente por medio del conjunto de circuitos, como respuesta, por lo menos, a un parámetro monitorizado.

El parámetro monitorizado puede ser la potencia suministrada a una carga resistiva, la resistencia de la carga, o la tensión entre los terminales de salida.

El conjunto de circuitos de control puede estar dispuesto para hacer que la señal de potencia de r.f. durante el periodo siguiente proporcione un suministro continuo de energía o un suministro de energía casi continuo, como durante el periodo inicial, pero más habitualmente la señal de potencia de r.f. es suministrada como una señal modulada en amplitud, la cual durante, por lo menos, parte del periodo siguiente mencionado anteriormente, tiene un segundo ciclo predeterminado de impulsos de trabajo que es mayor que el ciclo inicial de impulsos de trabajo. En general, la potencia pico durante el periodo siguiente es menor que durante el periodo inicial. En una realización particular preferente, el ciclo del impulso de trabajo está fijado en un primer ciclo de trabajo predeterminado durante el periodo inicial y en un segundo ciclo mayor del impulso de trabajo predeterminado, durante el periodo siguiente, siguiendo el periodo siguiente directamente al periodo inicial. Como alternativa, el ciclo del impulso de trabajo de la señal de potencia de r.f. puede incrementarse en más de un escalón, de modo que, por ejemplo, la señal se inicia con un ciclo de trabajo con un impulso bajo predeterminado y fijo, a continuación cambia a un impulso de trabajo fijo, que es mayor que el primer ciclo de impulso de trabajo y con una potencia pico más baja y, a continuación, hasta un ciclo de trabajo con un impulso más elevado y sin embargo con una potencia pico inferior. Como una alternativa adicional, el ciclo del impulso de trabajo puede incrementarse progresivamente, acompañado por una potencia pico que se reduce progresivamente.

Tanto si el ciclo de tratamiento llevado a cabo utilizando la señal de potencia de r.f. es una señal pulsante seguida por una señal de onda continua (c.w.), o una señal en la cual el ciclo de impulsos de trabajo aumenta escalonadamente o progresivamente, la potencia pico puede ser reducida en consecuencia de tal manera que la potencia media suministrada permanece aproximadamente constante en la mayor parte del ciclo de tratamiento, iniciándose el ciclo con el periodo inicial y finalizando cuando termina la señal de potencia de la r.f.

La transición desde el periodo inicial al periodo siguiente puede ser controlada como respuesta a una señal de retroalimentación representativa de la energía suministrada a una carga resistiva, o a una señal que es representativa de la resistencia o de la impedancia de la carga. Puede obtenerse una señal de retroalimentación mediante la detección de la tensión de salida (tensión pico o tensión r.m.s.), estando controlada la transición como respuesta a una señal de detección de un circuito de detección, indicativa de que la tensión de salida sobrepasa, por ejemplo, un valor predeterminado. El valor predeterminado puede estar dentro de la zona de 150 V a 250 V de pico.

En el caso del generador que tiene un modo de conmutación del suministro de la potencia que funciona a una cierta frecuencia de conmutación del suministro de potencia, el circuito de detección de la tensión de salida puede estar acoplado al suministro de potencia, de tal forma que cuando la tensión de salida sobrepasa un valor predeterminado se detienen los impulsos del suministro de potencia. A continuación puede detectarse la tensión de salida mediante el control de los impulsos de accionamiento del suministro de potencia, por ejemplo, contando los impulsos. La salida de conteo puede ser utilizada entonces para controlar el ciclo de los impulsos de trabajo y/o la potencia pico de la señal de potencia de la r.f.

La invención incluye asimismo un generador electroquirúrgico integrado y un sistema de instrumentos, en que el generador tiene las características mencionadas anteriormente y el instrumento comprende un par de fórceps.

Asimismo, a continuación se describirá un generador electroquirúrgico integrado y un sistema de instrumentos, en el que el instrumento está conectado de manera desmontable al generador e incluye un elemento de identificación del instrumento. El generador puede tener cualquiera de las características del generador mencionadas anteriormente e incluye un circuito de detección para detectar el elemento de identificación, estando dispuesto el circuito pulsante del generador de manera que regula automáticamente la proporción de señal-pausa de las señales de los impulsos como respuesta al elemento de identificación tal como es detectado mediante el circuito de detección. El sistema puede incluir una serie de instrumentos tipo fórceps bipolar que pueden ser conectados de manera selectiva al generador y contienen los elementos de identificación correspondientes. Los instrumentos tienen diferentes áreas de contacto con el tejido (definidas por medio de los electrodos del instrumento) y los elementos de identificación están escogidos de tal modo que, en combinación con el circuito de detección y/o el circuito pulsante del generador, la proporción de señal-pausa está fijada en un valor más bajo en el caso de un instrumento con electrodos que definen un área de contacto con el tejido relativamente grande y un valor más elevado en el caso de un instrumento con electrodos que definen un área de contacto con el tejido relativamente pequeña. Los elementos de identificación, el conjunto de circuitos de detección y el circuito de impulsión están preferentemente escogidos y configurados para disminuir la frecuencia de los impulsos cuando se escoge un instrumento con un área de contacto con el tejido relativamente grande.

De este modo puede conseguirse la coagulación electroquirúrgica del tejido entre los electrodos de un instrumento electroquirúrgico bipolar aplicando descargas controladas de energía de r.f. entre los electrodos, siendo cada descarga de una potencia suficientemente elevada para formar, por lo menos, una burbuja de vapor en el interior del tejido y siendo la duración entre descargas sucesivas suficientemente larga para permitir la recondensación de la burbuja o burbujas.

Las características destacadas anteriormente hacen que el tejido se comporte en gran parte como un material con un coeficiente positivo de la resistencia con respecto a la temperatura de (PTCR) mediante la aplicación de energía de r.f. con una gran potencia, entre los electrodos de un instrumento bipolar. El efecto PTCR se produce aprovechando la tendencia a la "concentración de corriente" con lo cual debido a un coeficiente negativo de la resistencia con respecto a la temperatura (NTCR), la aplicación de energía de r.f. a una zona de tejido produce un incremento local de temperatura que, a su vez, produce la localización de la densidad de corriente, tendiendo la corriente de r.f. a concentrarse en las zonas de temperatura más elevada, especialmente cuando, por ejemplo, una sección delgada de tejido está sujeta entre electrodos formados como un par de fórceps. El efecto PTCR se consigue mediante el suministro de suficiente potencia al tejido que forma una burbuja de vapor, la cual siempre que la tensión aplicada sea substancialmente menor de 300 voltios de pico, constituye substancialmente un aislante eléctrico. Dado que, a continuación, la corriente de r.f. tiene que hallar trayectorias alrededor de la burbuja de vapor, el material en conjunto ha experimentado un incremento de impedancia, dando efectivamente una característica PTCR. De este modo la disipación de la energía está distribuida de manera más uniforme y como resultado se produce la coagulación térmica en todo el tejido objetivo.

Una característica notable es que las temperaturas más elevadas inducidas por las densidades de corriente más altas, se producen más bien en el interior que en la superficie del tejido entre los electrodos del instrumento. Una vez se forma vapor, las densidades de corriente más elevadas se producen alrededor de los bordes de las burbujas de vapor, produciendo un calentamiento adicional y una dilatación de la burbuja de vapor hasta el final del correspondiente impulso de descarga, siendo la expansión de las burbujas tal que las áreas de mayor densidad de corriente son forzadas hacia las zonas de tejido sin tratar por debajo de las superficies de los tejidos. Esto reduce el riesgo de calentamiento localizado de las mordazas del fórceps y de este modo se reduce el riesgo de adherencia del tejido.

Estos efectos tienen como resultado una distribución preferente y más uniforme de la disipación de la energía en el interior del tejido objetivo para proporcionar un método de tratamiento del tejido con el cual se reduce el margen lateral del efecto térmico y además puede obtenerse el efecto de coagulación en los vasos sanguíneos en todos los demás tejidos de soporte tales como el tejido graso de conexión. Una ventaja adicional resultante es que el cirujano está provisto de un tratamiento de coagulación con un punto final más repetitivo a pesar de las condiciones variables que pueden encontrarse. La utilización de una proporción predeterminada de señal-pausa en el impulso evita, en la mayor parte de circunstancias, la necesidad de mecanismos complejos de retroalimentación y proporciona una aplicación constante y controlada de la energía electroquirúrgica durante la sucesión de descargas de los impulsos de r.f. en la mayor parte de situaciones del tratamiento, substancialmente de manera independiente de las variaciones en la impedancia del tejido durante el tratamiento debido a diferencias en el tipo de tejido, etc.

Puede obtenerse el control de los efectos en el tejido por medio de la alteración de las características del impulso dependiendo de los instrumentos específicos conectados al generador, con el efecto de reducir las variables encontradas durante la utilización. Asimismo, es posible reducir las variables en el caso de la realización de un instrumento de fórceps mediante el control de la fuerza de cierre ejercida sobre el tejido.

A este respecto, el circuito de impulsos del generador puede estar dispuesto para ajustarse automáticamente a la proporción de señal-pausa de los impulsos de señal como respuesta a un circuito de detección asociado a los terminales de salida. El circuito de detección puede estar dispuesto para ser sensible a un elemento de identificación que tenga una impedancia determinada, alojado en un instrumento conectado al terminal de salida. Como alternativa, el circuito de detección puede estar dispuesto para detectar un valor inicial de una impedancia de carga entre los terminales de salida, cuyo valor está asociado con el inicio de la aplicación de la energía de r.f., estando fijadas las características del impulso de acuerdo con el valor inicial de la impedancia de la carga durante la duración de la operación de tratamiento que comprende una sucesión de impulsos. Habitualmente, el circuito de impulsos está dispuesto de tal modo que la proporción de señal-pausa del impulso aumenta al incrementarse la impedancia detectada de la carga inicial. Además, el circuito de impulsos puede estar dispuesto para regular una potencia pico como respuesta al circuito de detección, disminuyendo la potencia pico fijada a medida que aumenta la impedancia detectada de la carga inicial. Asimismo puede regularse la frecuencia de los impulsos mediante el circuito de impulsos como respuesta al circuito de detección, aumentando la frecuencia de los impulsos al aumentar la impedancia detectada de la carga inicial.

En el caso del instrumento (que puede incluir el cable de conexión y su conector) que contiene un elemento de identificación tal como un condensador, una resistencia u otro elemento de codificación, la proporción de señal-pausa puede ser fijada de acuerdo con las áreas de contacto del electrodo con el tejido, de modo que los instrumentos con mayores áreas de contacto hacen que el generador sea fijado con una proporción de señal-pausa comparativamente baja.

Un método para contrarrestar el efecto del coeficiente negativo de la resistencia con respecto a la temperatura (NTCR) que presenta el tejido durante la coagulación, es la introducción de un material con un coeficiente positivo de la resistencia con respecto a la temperatura (PTCR), cuyo nuevo material sea dominante. El material PTCR produce el efecto opuesto al de la concentración de corriente, de manera que en vez de concentración de corriente, el efecto predominante sería el de repartir la corriente. Esto puede conseguirse por medio del recubrimiento de los electrodos con un material PTCR. Como alternativa, puede introducirse una capa dieléctrica con un coeficiente positivo de la impedancia con la temperatura. Esto tiene la ventaja de tener una disipación del calor muy escasa o nula.

A continuación se describirá la invención con mayor detalle, a modo de ejemplo, haciendo referencia a los dibujos, en los cuales:

la figura 1 es un gráfico que muestra el comportamiento ideal de la impedancia del tejido con respecto al tiempo, durante la aplicación de energía bipolar de r.f.;

la figura 2 es un gráfico que muestra el comportamiento compuesto de la impedancia del tejido con respecto al tiempo, como resultado del fenómeno de concentración de corriente;

la figura 3 es un diagrama esquemático de un circuito que muestra la distribución de la densidad de corriente asociada con la concentración de corriente, cuando se aplica una fuente de r.f. a través de una sección laminar de tejido;

las figuras 4A a 4D son diagramas esquemáticos que muestran variaciones en la densidad de la corriente cuando se forma una burbuja de vapor en el interior de una sección laminar de tejido;

las figuras 5 a 11 destacan el efecto obtenido en un pedículo de tejido utilizando fórceps accionado de manera convencional y formando parte de un sistema según la invención; y

las figuras 12 y 13 son gráficos que muestran la eficiencia comparativa del suministro de energía utilizando fórceps accionados de manera convencional y como parte de un primer sistema según la invención;

la figura 14 es una representación en forma de diagrama de un sistema según la invención, que comprende un generador electroquirúrgico y un instrumento en forma de un par de fórceps;

la figura 15 es un gráfico que muestra la potencia media de salida de un generador electroquirúrgico en función de la resistencia de la carga cuando se acciona en un modo continuo y en un modo pulsante con un ciclo de trabajo con un 15% de impulsos;

la figura 16 es un gráfico que muestra la variación del ciclo de trabajo de los impulsos y de la potencia pico, según la impedancia de la carga inicial en una realización del generador según la invención;

la figura 17 es un gráfico que muestra la variación de la frecuencia de los impulsos con la impedancia de la carga inicial en el mismo generador;

las figuras 18 y 19 son gráficos que muestran la variación de la potencia suministrada en función del tiempo, en una segunda y tercera realizaciones de la invención.

Haciendo referencia a los dibujos, la figura 1 es un gráfico que muestra el comportamiento ideal de la impedancia del tejido con respecto al tiempo durante la aplicación de una energía bipolar de r.f. Se aprecia que la impedancia desciende durante la fase inicial de aplicación como resultado del calentamiento de los electrolitos en las proximidades del tejido que se está tratando. Se alcanza un mínimo (M) a continuación del cual la impedancia empieza a subir cuando se deshidrata el tejido y se hace menos conductivo. El tratamiento, en lo que se refiere a la coagulación del tejido, se produce de manera óptima alrededor del punto (M) de impedancia mínima. El suministro continuado de energía más allá de este punto (M) únicamente sirve para incrementar el margen lateral, para incrementar la temperatura de los electrodos de la aplicación, habitualmente un par de mordazas de fórceps, debido al incremento de la generación de vapor, y para incrementar el riesgo de adherencia del tejido. El incremento de la movilidad de los iones puede producir una reducción de la impedancia del 60% en un cambio de temperatura típico de 37ºC a 100ºC. No obstante, en la práctica, nunca se aprecia una reducción del 60%, dado que el tejido nunca está a una temperatura uniforme.

La figura 2 es un gráfico que muestra en líneas continuas dos relaciones que muestran como la impedancia del tejido puede variar en diferentes puntos entre las áreas de contacto de un fórceps bipolar típico. El trazado (1) es indicativo de un punto en el cual disminuye rápidamente la impedancia en el fórceps con la aplicación de la fuerza, tal como puede ocurrir debido a que las mordazas del fórceps estén más juntas entre sí en un punto a lo largo de su longitud. Como resultado de ello, este punto del área de contacto absorberá marginalmente más potencia de la fuente común de potencia de la r.f. bipolar. Esto, a su vez, producirá un calentamiento en este punto con una disminución adicional de la impedancia y el consiguiente aumento de la potencia suministrada en este punto a expensas de otros puntos de contacto de mayor impedancia, tal como en el punto mostrado en el trazado (2). Este es el fenómeno conocido como concentración de corriente y es una característica de ciertos materiales, tales como los fluidos conductores de los tejidos que presentan un coeficiente negativo de la resistencia con respecto a la temperatura (NTCR). Estas características individuales no son, por supuesto, apreciadas por la fuente común de energía, que solamente aprecia el efecto combinado de las dos, tal como se indica mediante la línea de trazos.

La primera característica notable del efecto combinado, es que la impedancia mínima (M^{1}) es menos pronunciada. La segunda característica notable es que cuando se produce la deshidratación el incremento positivo en la impedancia con la aplicación de la potencia tiene el resultado opuesto a la concentración de corriente, siendo esto conocido como reparto de la corriente. Este reparto de la corriente tiene como resultado una convergencia de los dos trazados cuando empieza a producirse la deshidratación. Es por este motivo que la determinación del punto final del tratamiento solamente puede ser detectada de manera fiable por el pedículo del tejido una vez que el tejido llega al punto de deshidratación con el consiguiente margen de efecto innecesario, un endurecimiento del tejido y una adherencia electrodo/tejido.

El fenómeno de concentración de la corriente puede ser comprendido más fácilmente si se consideran dos partes de tejido infinitamente pequeñas a las cuales se les aplica la misma fuente de potencia, es decir, dos pares de electrodos conectados en paralelo a la misma fuente de potencia y aplicados a estas dos partes microscópicas de tejido. Si una de estas partes de tejido tiene una impedancia marginalmente inferior a la otra, absorberá marginalmente mayor potencia. Sin embargo, este incremento marginal de potencia en la parte de impedancia menor tendrá como resultado un calentamiento mayor. Un calentamiento mayor, tal como se ha explicado anteriormente, da como resultado una impedancia menor. De este modo, se incrementará el diferencial de potencia entre las dos partes, dando como resultado un diferencial de potencia todavía mayor. Este es el fenómeno de concentración de corriente, y sucede siempre en los materiales con un coeficiente negativo de la impedancia con la temperatura que, en este caso, lo constituye el electrolito en el interior del tejido. Un electrodo real aplicado al tejido tendrá efectivamente un número infinito de secciones de tejido que se comportan entre estos dos extremos. Tal como ya se ha expresado, las características eléctricas de cada una de estas secciones tendrán una tendencia a converger en la deshidratación. El planteamiento más seguro es, por consiguiente, utilizar el punto de deshidratación como el punto final para la potencia aplicada y esto puede ser detectado fácilmente debido al rápido incremento de tensión a la salida del generador, o por la falta de actividad en el tejido objetivo. No obstante, esto da origen a los cuatro problemas mencionados anteriormente. Por consiguiente, el cirujano se enfrenta al dilema de escoger entre garantizar si el tratamiento es suficiente para cerrar los vasos, contra el riesgo de adherencias del tejido y de incrementar el margen térmico lateral.

Tal como se ha indicado anteriormente, la variación en las superficies del fórceps es debida a la impedancia inicial, la temperatura, la conductividad eléctrica, el espesor del tejido y el área superficial del electrodo. La mayor parte de estas variables son altamente interactivas y por consiguiente, difíciles de separar. El efecto neto, es por consiguiente el de concentración de corriente y de absorción diferencial de energía en todo el tejido incluido dentro de la sujeción del fórceps. Esto se muestra claramente al utilizar unos fórceps tales como los descritos en la Patente U.S. Nº 5.445.638 mencionada anteriormente. Puede verse que la zona de coagulación empieza en un extremo del fórceps y sigue su camino a lo largo del mismo. Esto ocurre generalmente porque las mordazas no son paralelas al cerrarse, de manera que la coagulación empieza en la zona de impedancia menor (o en la parte más próxima de las mordazas) que a continuación, presentan el fenómeno de la concentración de corriente. Por consiguiente, existe una menor posibilidad de que se produzca una coagulación viable a lo largo de toda la longitud de las mordazas sin que se produzcan adherencias en el punto en que empezó la coagulación.

Los ensayos prácticos muestran que cuanto más grueso es el tejido tratado, menor es la tendencia a la concentración de corriente. La concentración de corriente se produce debido a trayectorias exclusivas de la corriente. Consideremos un caso extremo de una capa (1) de tejido microscópicamente delgada, parecida a un sello de correos, con un electrodo (2) (mostrado solamente de manera esquemática) aplicado al lado de la cola del "sello", tal como se muestra en la figura 3. Si pasa corriente por una esquina hasta el otro lado, desde una fuente (3) de r.f. por un único punto (4), la corriente pasará preferentemente de manera directa a través del "sello" hasta el electrodo (2) en el otro lado. De una manera más significativa no circulará corriente a través del "sello" en cualquier otra zona. De este modo se establece una trayectoria de corriente exclusiva (4) en el tejido. Por consiguiente, las secciones delgadas de tejido incrementarán de manera espectacular la tendencia a la concentración de corriente.

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Impidiendo el aumento local de temperatura pueden reducirse los efectos de la concentración de corriente. Tal como se ha explicado anteriormente, la concentración de corriente se produce debido a las causas y efectos cíclicos de la reducción de impedancia que crea un mayor calor, produciendo una reducción de la impedancia. La difusión del calor por las superficies de contacto reduce este suceso cíclico. El calor proporcionado por un punto de baja impedancia, si se difunde, reduce la impedancia de los puntos adyacentes; y por consiguiente disminuye la posibilidad de una concentración de corriente. La utilización de un electrodo cuya superficie sea muy conductiva térmicamente, puede realizar esto tal como se ha explicado en la técnica anterior.

Todavía más atractiva es la eliminación de calor en la superficie de contacto tejido/fórceps para impedir la formación de puntos calientes, de manera que el tejido en los límites tejido/fórceps se mantiene a una temperatura menor y se impide que hiervan los fluidos del tejido. Esta medida garantiza que el máximo aumento de temperatura se produce en el interior del tejido del pedículo más que en la superficie, dando como resultado que la deshidratación queda limitada al interior del tejido. Proporcionando a las mordazas del fórceps una capacidad térmica suficientemente grande, puede conseguirse esto, tal como también se ha explicado en la técnica anterior.

La causa fundamental de adherencia del tejido es la acumulación de calor en el interior de los electrodos o de las mordazas del fórceps. Cuando un electrodo alcanza temperaturas superiores a 80ºC, se produce invariablemente la adherencia y empeora cuando el tejido se aproxima a la deshidratación. El suministro de potencia después de la coagulación genera vapor que calienta rápidamente los electrodos. Los electrodos están expuestos a más de tres veces la disipación de energía para alcanzar la deshidratación que para alcanzar únicamente el punto de coagulación (mostrado como el mínimo -M- en la figura 1). Por consiguiente, es mucho más probable que los electrodos alcancen la temperatura de adherencia cuando se trata el tejido hasta un estado de deshidratación.

El interfaz electrodo-tejido es el mecanismo de transmisión de energía al tejido objetivo. Dada una área de contacto determinada, los electrodos se calientan si el contacto electrodo-tejido de alguna forma es resistivo eléctricamente, y es el resultado de la conducción térmica desde el tejido tratado.

En los ensayos realizados utilizando electrodos de acero inoxidable o de oro, la impedancia del contacto del tejido es del orden de un 30% menor en el caso del oro que en el acero inoxidable. Esta diferencia se atribuye a la existencia de capas de óxido en la superficie de acero del electrodo. Su significado y sus ventajas potenciales no son conocidos. Sin embargo, este descenso reduciría la disipación de la potencia en este punto en el 30% correspondiente. Esto se explica asimismo en la técnica anterior, en particular en la patente U.S. Nº 5.885.281.

Evidentemente, el tejido se calentará junto a la superficie del electrodo. La conducción térmica desde el tejido a los electrodos de tratamiento dependerá de la diferencia de temperaturas y del tiempo. En este caso, el factor significativo es que, si el volumen total de tejido tratado está en contacto térmico con los electrodos, entonces se utilizará una proporción mucho mayor de la energía aplicada para calentar los electrodos.

A medida que disminuye el espesor del tejido tratado, una mayor proporción de la energía aplicada produce el calentamiento del electrodo debido a las trayectorias de conducción térmica más cortas. No obstante, como un tejido más delgado requiere menos potencia debido al volumen menor, los dos efectos tienden a anularse entre sí, de manera que la temperatura del electrodo como resultado del espesor del tejido es relativamente constante. Sin embargo, esto lleva a la suposición de que el calentamiento del tejido se realiza de manera uniforme en todo el tejido. En la práctica, esta capa delgada de tejido será particularmente susceptible a la aparición de la concentración de corriente y a la formación de puntos calientes debido a las mayores variaciones de la impedancia entre los electrodos y las mordazas del fórceps. El tema se convierte entonces en uno de elevación local de temperatura, más que de la elevación global de temperatura de los electrodos.

La instrumentación bipolar típica diseñada para su utilización en endoscopia está invariablemente limitada en su diseño debido a los límites de las aberturas de acceso. Existen unas dimensiones normalizadas de las aberturas de entrada de 5, 7,5 y 10 mm. Los aspectos mecánicos del diseño de dichos instrumentos tienen como resultado diseños articulados con una considerable longitud de las mordazas del fórceps. Dicho diseño permite un máximo acoplamiento del tejido con un reducido movimiento mecánico. Como resultado del acceso limitado y contrariamente a las explicaciones de la técnica anterior, es deseable fabricar fórceps con unas zonas de tratamiento máximas para un determinado tamaño o masa térmica.

Uno de los principios de diseño más comunes empleado en instrumentos endoscópicos bipolares se basa en el fórceps Kleppinger. En vez de utilizar articulaciones mecánicas, la abertura de este tipo de fórceps se consigue totalmente mediante una fuerza elástica que actúa en las mordazas del fórceps. El cierre se efectúa mediante el deslizamiento de una estructura tubular exterior por encima de la parte próxima elástica de las mordazas. Las mordazas del fórceps son forzosamente bastante delgadas, de manera que limitan las fuerzas necesarias para accionarlo. Como resultado, las mordazas proporcionan una difusión del calor despreciable para unas superficies de contacto dadas. Las propiedades mecánicas y de biocompatibilidad de dichas partes de contacto del tejido tienden asimismo a tener como resultado la utilización de materiales tales como el acero inoxidable, reduciendo todavía más la capacidad de las mordazas para la difusión del calor desarrollado durante el suministro de la energía bipolar de r.f. Las mordazas y la zona elástica próxima conducen potencia de r.f. y la parte próxima está normalmente aislada utilizando un recubrimiento de plástico que reduce adicionalmente la capacidad de difusión de calor.

Otro diseño de fórceps a modo de ejemplo basado en el principio operativo de Kleppinger está descrito en la descripción de Patente U.S. 5.445.638 (Rydell y otros) y el producto comercial basado en esta patente está comercializado por Everest Medical Corp., Minneapolis, USA como el Fórceps de corte BiCOAG. Este diseño de fórceps incluye la característica adicional de una cuchilla que puede avanzar a lo largo de un espacio dispuesto alrededor del eje longitudinal de las mordazas del fórceps, de tal modo que, una vez coagulado el pedículo de tejido, puede ser dividido a continuación sin necesidad de un segundo instrumento. Las necesidades de espacio para el funcionamiento de la cuchilla reducen todavía más la masa térmica y la capacidad de difusión del calor de las mordazas del fórceps. Las superficies opuestas de las mordazas del fórceps tienen habitualmente dientes para impedir que el tejido resbale dentro de la parte de sujeción del instrumento, en particular durante el avance de la cuchilla. En el caso de estos dientes, que realizan a la vez funciones electroquirúrgicas y de sujeción, tienen que engranar como lo harían dos ruedas dentadas. Esta disposición impide que los dientes perforen el tejido y cortocircuiten el suministro de r.f. Desgraciadamente, los dientes tienen el efecto de incrementar el área de tratamiento de las superficies de las mordazas del fórceps y de incrementar la transmisión térmica desde el tejido a las mordazas. La mejor función de sujeción se consigue cuando los dientes son agudos, una característica contra la cual previene la técnica anterior, ya que incrementa la densidad de corriente en las puntas de los dientes.

Los inventores se proponen superar estas limitaciones en los fórceps o de otros diseños de electrodos bipolares mediante la utilización de impulsos de alta potencia de energía bipolar de r.f. para convertir el comportamiento NTCR del tejido en un comportamiento PTCR. Explotando el fenómeno de concentración de corriente en el extremo se consigue un efecto PTCR natural.

Haciendo referencia a las figuras 4A a 4D, si se suministra una potencia elevada, por ejemplo, a una frecuencia comprendida dentro de una gama de 100 kHz a 500 kHz, al tejido (10) contenido entre las dos superficies de contacto (electrodos) (11) y (12) de un instrumento bipolar, se produce concentración de corriente, tal como se muestra en las figuras 4A y 4B. De este modo, la figura 4A muestra el suministro inicial de potencia a los electrodos (11) y (12) con una zona de baja resistencia en el tejido con el resultado de una densidad de corriente desigual, y la figura 4B muestra el incremento de densidad de corriente como resultado de la concentración de corriente. Si la potencia es suficientemente elevada, se forma una burbuja de vapor (13) en el interior del tejido debido a la temperatura local, tal como se muestra en la figura 4C. Esta burbuja de vapor (13) contiene vapor en estado puro que, a tensiones substancialmente por debajo del pico de 300 V, es totalmente aislante. La elevada densidad de corriente a través de una zona del tejido creada por el fenómeno de concentración de corriente es, por consiguiente, rechazada por la barrera aislante del vapor. El crecimiento de la burbuja de vapor (13) se sostiene mediante zonas de elevada densidad de corriente en las zonas (14) que se producen en la periferia de la burbuja de vapor y que están situadas a lo largo de una línea perpendicular al flujo de corriente, tal como se muestra en la figura 4D. En efecto, la zona de densidad de corriente elevada es forzada hacia el exterior mediante la propagación del vapor. Si se permitiera que continuara este crecimiento de la burbuja de vapor (13), conduciría a un reventón explosivo que podría dañar el tejido fuera del punto de aplicación inmediata. En realidad, uno de los factores principales que limitan la potencia que puede ser aplicada utilizando una combinación de instrumento/generador bipolar de r.f. es el estallido de la burbuja de vapor, un efecto no deseable dado que puede impedir el cierre.

Mediante el suministro de una potencia elevada solamente de manera intermitente, se deja un tiempo suficiente entre activaciones para permitir que la burbuja de vapor se condense, disminuyendo de este modo la presión acumulada debido a la ebullición de los electrolitos. Otra ventaja del suministro intermitente de potencia es que el efecto clínico se ralentiza, mejorando las dificultades para la detección y el control de la aplicación de la potencia electroquirúrgica a un nivel óptimo. (Por estos motivos, el suministro de potencia en la técnica anterior está habitualmente limitado a una proporción constante, con un tiempo de aplicación en la zona de cinco a diez segundos, con el resultado de que una aplicación prolongada de potencia crea daños térmicos junto al punto de tratamiento).

Una ventaja de esta técnica es que se evita la concentración de corriente hasta el punto de extraer una corriente significativa (debido a un punto singular de concentración de corriente). El sistema preferente produce una serie de puntos calientes dentro de una única descarga, lo que requiere que la energía bipolar de r.f. sea de una intensidad de corriente elevada que, habitualmente para un Fórceps de corte BiCOAG laparoscópico de 5 mm, se ha hallado que es superior a 1,5 A, y para la versión de 10 mm de hasta 4 A.

Otra ventaja de las descargas de potencia elevada es que la conducción térmica desde el tejido caliente hasta el fórceps (11), (12) es limitada. Cuando se forma la burbuja de vapor (13) existe una densidad de potencia más elevada en el interior del tejido que en la superficie de separación fórceps/tejido. Esta densidad de potencia más elevada es el resultado de unas trayectorias de corriente más prolongadas producidas por la serie de burbujas de vapor. La sub-superficie del tejido en las mordazas del fórceps tiene, por consiguiente, una resistencia efectiva más elevada. Se suministra más potencia al tejido de la sub-superficie gracias a una tensión más elevada con menos intensidad de corriente, y de este modo el tejido adyacente a los electrodos (11), (12) experimenta menos calentamiento. Durante la experimentación, los pedículos de tejido tratados de esta forma mostraron evidencias de deshidratación en su interior, pero no en la superficie. Este descubrimiento es muy diferente del suministro de potencia bipolar electroquirúrgica de r.f. dado que las mayores densidades de corriente se producen habitualmente en la superficie del tejido en contacto con las mordazas del fórceps.

El ciclo de trabajo del suministro de energía puede ser regulado para conseguir el mejor efecto clínico. Cuando se suministra energía al tejido de esta forma, la descarga es de una magnitud suficiente para producir la formación de vapor en diversos puntos en el interior del tejido. En la experimentación práctica, se aprecia que el tejido se hincha con cada descarga como evidencia de la misma. A continuación cesa el suministro de potencia antes de que el vapor alcance una presión suficientemente elevada para hacer estallar el tejido. El siguiente periodo en "off" (desconectado) debe ser suficientemente largo para garantizar la difusión térmica. Durante este periodo de difusión, el vapor se condensa de nuevo y contribuye al mecanismo de conducción térmica al condensarse preferentemente en el punto más frío. De este modo, mediante este mecanismo se redistribuye la humedad en el interior del tejido. El tiempo en "off", la difusión térmica resultante y la redistribución de la humedad tienen como resultado la creación de nuevos puntos de concentración de corriente en cada descarga sucesiva, garantizando una distribución uniforme del efecto en el tejido contenido entre los electrodos (11), (12).

Una de las dificultades asociadas al suministro de potencia es la gama de impedancias que se encuentran durante la utilización. Las impedancias habituales pueden variar entre 10 ohmios y 200 ohmios. La tensión máxima aplicada está limitada a un nivel pico predeterminado que impide la propagación del arco en el interior del vapor. La tensión pico se mantiene, por consiguiente por debajo de 200 V, por ejemplo, utilizando un circuito de bloqueo de la tensión. En el caso del suministro máximo de potencia con esta tensión techo, la onda debe tener una forma con un factor de cresta bajo, habitualmente inferior a 1,5. La forma más práctica de la onda con un factor de cresta bajo es una onda sinusoidal con un factor de cresta de 1,4. La tensión r.m.s. máxima es, por consiguiente, de 140 V r.m.s. El suministro máximo inicial de potencia podría, por consiguiente, variar entre 100 W y 2.000 W.

No obstante, el diseño del instrumento puede limitar el suministro máximo de potencia. Debe evitarse tanto como sea posible el calentamiento del instrumento como resultado de las pérdidas resistivas. En general, cuanto más delgado sea el tejido sujetado entre las mordazas del fórceps en una área determinada, menor será la impedancia. De este modo, si la fuente de r.f. se comporta como una fuente a tensión constante, el suministro de potencia será inversamente proporcional al espesor del tejido. Sin embargo, un tejido más delgado requiere menos energía para la coagulación que uno grueso. Por ejemplo, si el tejido es la mitad de grueso, se requiere la mitad de energía, pero el suministro de potencia será el doble. Con un suministro de r.f. a tensión constante, es por consiguiente deseable variar el ciclo de trabajo para reducir la variación de la velocidad del efecto clínico, siendo la velocidad del efecto proporcional al cuadrado del espesor. Es posible que un instrumento determinado pueda ser utilizado dentro de una gama de 5 a 1 de espesores de tejido. La velocidad de variación del efecto será de 25 a 1. Por consiguiente, la estrategia de tensión constante y ciclo de trabajo variable no será preferente. La necesidad de evitar la concentración de corriente en tejido delgado es mayor que en tejido grueso por los motivos destacados anteriormente. Se ha hallado que una potencia pico de 200 W es más que suficiente para conseguir una sub-superficie de vapor con el mayor de los instrumentos y el tejido más delgado. La limitación de las necesidades de potencia, más que la duración de la descarga, es ventajoso en lo que se refiere a la compatibilidad del instrumento, reduciendo la variación en el tiempo de tratamiento y planteando menos exigencias en el generador de r.f. El cambio de la duración de la descarga manteniendo una tensión de r.f. constante, produce diferentes velocidades de tratamiento para diferentes espesores.

El peor caso para provocar adherencias es cuando el tejido es delgado debido a la falta de reparto de la corriente, y esto está agravado a menudo por los requisitos del diseño del instrumento. En cuanto a lo que se refiere a una única descarga de r.f., se suministra suficiente energía para crear una serie de bolsas de vapor. Los requisitos de energía de la descarga están determinados por el volumen del tejido sujetado y, por lo tanto, por las dimensiones de las mordazas del fórceps. En una amplia gama de configuraciones del instrumento, los requisitos de energía para alcanzar los 100ºC pueden situarse en una gama de 2 a 10 J. La magnitud mínima de la descarga a 200 W está por consiguiente comprendida entre 10 ms y 100 ms, respectivamente. El calor latente de vaporización define el correspondiente requisito de energía de 20 a 200 J. Esto sugiere que si la descarga ha sido fijada a 200 W durante 100 ms, habrá suficiente energía para vaporizar la totalidad de los electrolitos del volumen mínimo de tejido sujetado. En la práctica, la creación de la sub-superficie de vapor produce un incremento espectacular de la impedancia. La formación de vapor y el bloqueo de la tensión mencionado anteriormente, crean un efecto regulador automático, de manera que está limitada la energía suministrada más allá de la necesaria para producir puntos calientes. Como la energía requerida para llevar a cabo la vaporización es diez veces superior, existe una gran ventana operativa de regulaciones disponibles. Por consiguiente, es posible trabajar con un potencial de 20 J de energía por descarga. No obstante, en el caso de esta primera descarga no es necesario crear vapor cuando el tejido es grueso. La creación de vapor en el interior de un tejido grueso tiene un elevado riesgo potencial de estallido. La autorregulación del bloqueo de la tensión máxima reduce la energía de descarga en las impedancias elevadas creadas por el tejido más grueso. Por consiguiente, puede utilizarse la energía de descarga más baja, tal como se indica en el análisis anterior y sin embargo conseguir el efecto en el tejido. El efecto de autorregulación está en función del suministro de potencia. Cuanto menor es la potencia de la descarga para una energía dada, menos pronunciado es este efecto.

El posterior tiempo en desconexión ("off") permite la condensación y la difusión térmica. Este es un proceso comparativamente lento. El vapor caliente se condensa relativamente rápidamente, pero la conducción térmica posterior es lenta. Utilizando fórceps de reducida masa térmica y de reducida conductividad térmica, se ha hallado que se requieren periodos superiores a los 100 ms antes de que pueda producirse una difusión térmica suficiente. Son preferentes los valores comprendidos dentro de la gama de 300 ms a 1 s. Esta difusión térmica es importante para garantizar que la descarga siguiente de r.f. crea puntos calientes en las zonas del tejido previamente no tratadas. El tiempo de actividad ("on") de cada descarga está habitualmente comprendido dentro de la gama de 100 a 500 ms. Estas cifras son aplicables a la potencia, a la tensión o a las ondas de intensidad de corriente, tal como lo son las cifras de ciclo de trabajo y de proporción de señal-pausa a las que se hace referencia en esta descripción.

El ciclo de los tiempos de descarga y difusión continúa hasta que el tejido contenido dentro de la sujeción del fórceps está completamente tratado. Debido a la capacidad térmica más elevada del tejido más grueso, el vapor no puede ser generado en la primera descarga, sino solamente en las descargas posteriores. La evidencia eléctrica de la generación de vapor la proporcionan las señales en la tensión y en la intensidad de corriente controladas durante cada descarga de potencia. Cuando se crea vapor, se consigue el bloqueo de la tensión y disminuye la corriente. La descarga siguiente produce una corriente inicial más elevada como resultado de la condensación durante el tiempo en "off". Esta corriente inicial generalmente es un 50% mayor que la corriente final de la descarga anterior. El efecto de autorregulación de la creación de vapor, junto con el bloqueo de la tensión impide la deshidratación completa. Durante cada descarga la corriente presenta una disminución similar a una disminución exponencial, disminuyendo el valor medio de cada descarga de un modo similar. El cierre del vaso se produce cuando la corriente media suministrada disminuye hasta aproximadamente el 30% o menos de su valor pico. La característica más notable sobre el punto de finalización es que las superficies exteriores del tejido tratado en contacto con los electrodos (11), (12) están todavía húmedas. El hecho de que esta humedad no se haya evaporado ayuda a impedir la extensión del daño térmico más allá del lugar del tratamiento que en otro caso se produciría como resultado de la condensación del vapor superficial sobre el tejido adyacente. La humedad impide asimismo la adherencia del tejido, y la uniformidad del tratamiento permite una determinación más fiable del punto final de la coagulación sin necesidad de la deshidratación superficial inherente en los sistemas convencionales.

Las figuras 5 a 11 muestran la utilización del Fórceps de corte BiCOAG (F), que funciona de manera convencional y formando parte de un sistema según la invención. Cada una de estas figuras muestra dos vistas en perspectiva del fórceps (F), respectivamente desde el extremo distal del mismo y desde el costado. De este modo, la figura 5 muestra un pedículo (P) de tejido sujeto en las mordazas (21), (22) del fórceps (F), estando accionado el fórceps de manera convencional. La densidad de corriente entre las mordazas del fórceps (electrodos) (21), (22) es variable en la zona de contacto del tejido, creando zonas de elevada densidad de corriente mostradas mediante los símbolos (23) de punta de flecha en la figura 5. Las variaciones que pueden producirse en las impedancias como resultado entre otras cosas, del cierre no paralelo del fórceps (F), crea las zonas (23) de elevada densidad de corriente. Las zonas (23) de elevada densidad de corriente crean puntos calientes en las superficies de contacto entre el tejido y las mordazas (21), (22) del fórceps. Los puntos calientes creados en las zonas (23) de elevada densidad de corriente, reducen la impedancia de estas zonas incluso comparadas con las demás áreas del tejido. Toda la corriente de salida queda concentrada en estos puntos calientes que presentan el fenómeno de concentración de corriente. Los puntos calientes resultan todavía incluso más calientes cuando el tejido de la superficie queda completamente deshidratado y la impedancia desciende. Solamente entonces, podrán tratarse las zonas de tejido sin tratar. Esto está bien demostrado cuando los extremos próximos de las mordazas del fórceps están más cerrados en oposición a las puntas, porque el efecto se aprecia al desplazarse a lo largo de las mordazas durante la aplicación. La concentración de corriente produce dos efectos no deseados: la superficie del tejido debe estar deshidratada para garantizar el tratamiento completo lo cual incrementa el riesgo de adherencia del tejido, y el tiempo de aplicación debe ser prolongado para garantizar un tratamiento completo lo que incrementa el margen colateral.

El generador y el sistema explicados en esta descripción solucionan estos problemas de la forma siguiente. Las zonas de elevada densidad de corriente se crean instantáneamente tal como se muestra en la figura 1 mediante la descarga de energía bipolar de r.f. Como se ha descrito ya, es más probable que estas zonas de densidad de corriente más elevada se creen en el tejido más delgado cuando las mordazas del fórceps están más juntas una a la otra. Esta situación puede ser creada sujetando en primer lugar el tejido dentro de las mordazas y empleando preferentemente un dispositivo de trinquete en el Fórceps de corte BiCOAG, de modo que el tejido sea aplastado y mantenido con una sección transversal óptima. En estas circunstancias, cuando se aplica el primer impulso, el tejido de las zonas de elevada densidad de corriente alcanzan 100ºC virtualmente de manera instantánea.

Las figuras 6 a 11 muestran la utilización del fórceps (F) cuando es accionado formando parte de un sistema según la invención, es decir, que se suministra energía electroquirúrgica al fórceps (F) mediante un generador de r.f. tal como el indicado en esta descripción. De este modo, tal como se muestra en la figura 6, la potencia del primer impulso se disipa en el centro del pedículo (P) de tejido en las zonas (23) de densidad de corriente elevada, creando bolsas (24) de vapor de agua en los fluidos intracelulares e intersticiales. Para formar las bolsas de vapor (24) se utiliza una elevada intensidad de corriente y una potencia elevada. Dicha potencia y dichos niveles de corriente no están disponibles normalmente en un generador electroquirúrgico bipolar convencional para electrocirugía de "campo seco". La creación de las bolsas de vapor (24) tiene dos ventajas: las bolsas de vapor (24) producen una barrera de impedancia elevada que impide una concentración de corriente adicional y las densidades de corriente más elevadas se producen alrededor de los bordes laterales de las bolsas de vapor, tal como se muestra en la figura 7. La generación de calor y la coagulación se inician interiormente, en el interior del pedículo de tejido (P) en vez de la zona exterior de contacto entre el tejido y las mordazas (21), (22) del fórceps.

Haciendo referencia a continuación a la figura 8, la trayectoria de resistencia mínima del flujo de corriente tiene lugar alrededor de las bolsas de vapor (24). Esta concentración de corriente dilata las bolsas de vapor (24) por sus bordes laterales donde se crean las temperaturas más elevadas. Por consiguiente, el efecto en el tejido se desplaza naturalmente a las zonas sin tratar en el interior del pedículo (P). Durante la utilización, se ve como el tejido se hincha con cada impulso de energía. No obstante, si el vapor sigue aumentando, cada vez menos tejido conducirá la corriente. Esto podría generar vapor mucho más rápidamente, de modo que podría producirse una situación potencial de descontrol produciendo la descarga o el estallido asociados a una utilización prolongada de un generador convencional. La característica de autorregulación del sistema presente cierra en microsegundos la potencia de un impulso de energía dado cuando se produce una formación excesiva de vapor. La formación excesiva de vapor se evita además mediante la finalización de los impulsos de energía de acuerdo con el ciclo de tiempos de descarga y de difusión, mencionado anteriormente.

Haciendo referencia a continuación a la figura 9, cuando finaliza el primer impulso de energía, las bolsas de vapor (24) se aplastan, dejando áreas (25) de deshidratación en el interior del pedículo de tejido (P), pero ninguna en las superficies entre las mordazas (21), (22) del fórceps y el pedículo, cuyas superficies permanecerán húmedas.

El calor generado en el interior del pedículo (P) del tejido se disipa en las zonas más frías del pedículo al condensarse el vapor. En cuanto se ha permitido que se produzca esta difusión térmica, se aplica un segundo impulso de energía, tal como se muestra en la figura 10. A continuación se crean las zonas (23) de densidad de corriente elevada en las zonas previamente sin tratar debido a la mayor impedancia del tejido deshidratado producida por el primer impulso de energía. En estas zonas se forman de nuevo las bolsas de vapor (24) (no mostradas en la figura 10) que se dilatan lateralmente para incluir cualquier área sin tratar.

El ciclo "on-off" de impulsos bipolares de energía de r.f. continúa hasta que la absorción de potencia en cada impulso desciende por debajo de un nivel indicativo de una coagulación completa, tal como se indica mediante el numeral de referencia (26) en la figura 11. Este punto corresponde al punto en el cual no pueden crearse más zonas de densidad de corriente elevada. Esto proporciona una indicación automática de cuando el tejido del interior del pedículo (P) está tratado de manera uniforme con una coagulación superficial, pero no está deshidratado. El efecto máximo se produce en el interior del pedículo (P) de tejido, permaneciendo las superficies adyacentes a las mordazas (21), (22) húmedas y sin adherirse a las mordazas.

Las medidas descritas anteriormente mantienen una coagulación uniforme más rápida de los pedículos vasculares sin necesidad de llegar a esqueletizar ("skeletonise"). La esqueletización es una técnica quirúrgica en la cual se elimina la grasa y el tejido conectivo que normalmente rodea los vasos para dejar al descubierto los propios vasos. Esto elimina lo que, en realidad, es una barrera de impedancia elevada a la transmisión de la energía bipolar de r.f. a las estructuras vasculares de impedancia reducida en el interior de un pedículo. La ventaja del sistema presente en esta situación la proporciona la absorción preferente de energía en el interior de un pedículo.

Durante la utilización práctica del sistema, el cirujano necesitará suministrar menos energía para conseguir un efecto terapéutico que si hubiera utilizado una salida bipolar continua, convencional, de r.f. El gráfico de la figura 12 muestra el efecto terapéutico en el tejido después de haber suministrado una cierta cantidad de energía durante un cierto periodo de tiempo, suministrada desde una fuente de salida continua bipolar de r.f. Durante una fase inicial (27) de un ciclo de tratamiento, el suministro de energía es efectivo. Cuando se produce la concentración de corriente, algunas zonas del tejido llegan al nivel terapéutico antes que otras. Para crear una hemostasis, es necesario que todas las zonas del tejido alcancen este nivel. Para garantizar que estas otras zonas sean llevadas a la temperatura terapéutica, debe aplicarse la potencia durante un periodo de tiempo más largo. Durante este periodo (28) de prolongación del ciclo de tratamiento, la mayor parte de la energía se desperdicia en hervir los electrolitos en la zona en que inicialmente se formó el punto de concentración de corriente. El tiempo de tratamiento adecuado a menudo es tan indeterminado que se aplica la potencia hasta que se produce la deshidratación total. La ebullición se produce mientras se mantiene la potencia a un nivel (29) predeterminado. En cuanto se produce la deshidratación, sube la carga de impedancia y disminuye la potencia suministrada, tal como se muestra en la parte de descenso (30) de la curva de la figura 12. Esta ebullición excesiva de los electrolitos contribuye a explicar la adherencia de los tejidos, la carbonización y los márgenes térmicos laterales.

El gráfico de la figura 13 muestra como puede conseguirse el efecto terapéutico deseado utilizando el sistema presente después de la aplicación de tres impulsos de r.f. (31), (32) y (33). Cada impulso (31), (32), (33) es seguido del respectivo "periodo de difusión" (31a), (32a), (33a). El primer impulso aplicado (31) es capaz de crear vapor. Como este vapor se forma en el interior, interfiere con el suministro de potencia, produciendo una reducción de la potencia (indicada mediante la línea 31b) hacia el final del impulso. La energía absorbida por la vaporización de la pequeña cantidad de electrolito implicada, es redistribuida a continuación durante el "periodo de difusión" (31) entes de que se suministre el siguiente impulso (32) de energía. Esta redistribución se produce por condensación. La cantidad de vapor producido en cada impulso sucesivo es mayor, y de ello resultan unas reducciones de potencia todavía mayores, pero asimismo incluso una mayor dispersión de la energía en todo el tejido. Esta redistribución de la energía por medio de la condensación del vapor es demostrable por el hecho de que el suministro inicial de energía de cada impulso no está interrumpido por el vapor. La energía de cada impulso, tal como está representada mediante el sombreado de la figura 13, es casi totalmente efectiva. Como se utiliza la energía con un ligero exceso o sin ninguno, y el calentamiento se produce desde el interior hacia el exterior (excepto que el cirujano decida otra cosa, por ejemplo, cuando se requiere un margen térmico para el tratamiento), se producirá un ligero exceso de energía térmica para producir adherencias, carbonización o daños colaterales al tejido. Los gráficos de las figuras 12 y 13 pueden ser obtenidos mediante la aplicación de un par de fórceps al tejido vascular enfermo y proporcionando energía de manera continua o en impulsos, respectivamente.

Haciendo referencia a la figura 14, un sistema electroquirúrgico según la invención comprende un generador (40) para generar potencia de radiofrecuencia, y un instrumento electroquirúrgico que comprende el conjunto de una unidad (42) de un fórceps manual, un cable de conexión (44) y un conector (46) para conectar de manera desmontable el conjunto al generador (40) a través de un conector (48) del generador que contiene los terminales de salida del generador. En vez de estar en el generador, la interfase de conexión entre la unidad (42) del fórceps y el generador (40) puede estar en la propia unidad de fórceps (42), siendo el aspecto más significativo que las unidades de tratamiento alternativas, tanto fórceps como de otro tipo, pueden estar conectadas al generador (40).

La unidad de fórceps (42) tiene un par de electrodos (50) que están acoplados a través de conductores (52) de suministro de potencia que pasan a través del cuerpo de la unidad de fórceps (42) y el cable (44) hasta el conector (46) donde están conectados a dos de los terminales de salida del generador (no mostrados específicamente) en el conector (48) del generador, para permitir el suministro de la potencia de radiofrecuencia desde el generador a los electrodos. La potencia de radiofrecuencia para el suministro a los electrodos (50) es generada en una etapa de salida (60) de r.f. que tiene líneas de salida (62) asociadas a los terminales de salida respectivos en el conector (48) del generador. Tal como se ha descrito anteriormente, el generador (40) está dispuesto para suministrar el 100% de la potencia de radiofrecuencia modulada en amplitud con una frecuencia portadora dentro de una gama de 100 kHz a 500 kHz y con una gama de repetición de impulsos, habitualmente en la zona de 0,7 a 3 Hz. La onda de forma modulada es alimentada a la etapa de salida (60) de la radiofrecuencia mediante un modulador de impulsos (64) a través de la conexión (66).

La tensión pico de r.f. generada entre las líneas de salida (62) de la etapa de salida, está limitada habitualmente a un pico de 200 V, mediante la combinación de un detector (68) de umbral de la tensión, acoplado entre las líneas (62) y una etapa (70) del controlador. Cuando el umbral de tensión determinado mediante el controlador detecta a través de la línea (72) de determinación del umbral, una tensión pico de salida que supera la tensión umbral determinada, el controlador (70) es alimentado con una señal de detección del umbral a través de la línea de salida (73) del detector, y la potencia de la r.f. es reducida mediante la regulación de un modo de conmutación (74) del suministro de potencia, que suministra potencia a la etapa de salida (60), siendo aplicada la señal del controlador a través de la línea (76) de determinación de la potencia.

Otra función del controlador (70) es determinar la frecuencia y la proporción de señal-pausa de la modulación de impulsos aplicada a la etapa de salida (60) de la r.f. mediante el modulador de impulsos (64).

El controlador (70) recibe asimismo una señal de detección de la corriente de salida de un circuito (77) de detección de corriente acoplado a una de las líneas de salida (62) mediante un transformador de corriente (78).

Se comprenderá que cuando, durante la utilización del sistema, el cirujano desea coagular, por ejemplo, un pedículo entre los electrodos (50) de la unidad de fórceps (42), acciona el fórceps para sujetar el pedículo entre los electrodos (50) y activa el generador (40) por medio de un interruptor de pie (no mostrado), de manera que la etapa de salida (60) de la r.f. es activada por medio del modulador de impulsos (64), de manera que una señal de r.f. modulada en amplitud en un 100%, es alimentada a los electrodos (50) con una frecuencia fijada por medio del controlador (70), siendo la proporción de señal-pausa tal que el tiempo en "off" de la etapa de salida (60), tal como está determinada mediante el controlador (70) y el modulador de impulsos (64) es, por lo menos, de 100 ms entre cada impulso sucesivo. En los impulsos sucesivos, la potencia aplicada sigue la disposición mostrada en la figura 13, disminuyendo la potencia instantánea hacia el final de cada impulso, dado que se forma vapor en el interior del tejido. Tal como se ha descrito anteriormente, los tiempos en "off" (31a), (32a), (33a) son suficientes para que cada uno de ellos permita que se condense el vapor en el interior del tejido antes de la aplicación del impulso siguiente, pero en cada uno de los impulsos sucesivos la potencia disminuye hasta un valor final inferior al producido en el impulso anterior. En la presente realización esta disminución es detectada por medio del circuito (77) de detección de corriente y el controlador (70), y el controlador está dispuesto para finalizar el impulso cuando la corriente r.m.s. al final de uno de los impulsos desciende por debajo de una fracción predeterminada de la corriente r.m.s. al inicio del impulso. En este caso los impulsos son cortados cuando la corriente final es del 30% o menos que la corriente inicial. Según esto, en esta realización, se utiliza un umbral de corriente para finalizar una secuencia de impulsos, es decir la terminación se produce cuando la corriente de r.f. desciende por debajo de un valor umbral predeterminado. Como alternativa, el conjunto de circuitos de detección del generador (40) puede estar dispuesto para suministrar una señal de detección al controlador que sea proporcional a la potencia, de modo que el tratamiento puede finalizar cuando la potencia instantánea desciende por debajo de un valor umbral predeterminado. Pueden utilizarse variaciones de este principio, incluyendo umbrales de corriente o de potencia que son absolutos, o que están especificados como una fracción de un valor al inicio del tratamiento, o como una fracción del valor al principio del impulso en cuestión.

En este punto merece la pena observar que la combinación de la salida pulsante y un límite de tensión (habitualmente 120 V r.m.s.) crean una curva de potencia con respecto a la carga de impedancia (promediada con respecto a los impulsos) que es algo más estrecha que la del generador convencional que funciona con una salida continua. Esto se muestra en la figura 15. El generador presente puede producir habitualmente una salida instantánea de potencia de 200 W con un 15% de ciclo de trabajo, estando limitada la corriente a un valor dentro de la zona de 1 amperio a 5 amperios r.m.s., lo que produce una potencia pico entre 10 ohmios y 100 ohmios de impedancia de carga, en contraste con un generador convencional que funciona con una potencia media habitualmente de 30 vatios, lo que produciría una curva de impedancia aproximadamente plana de la potencia con respecto a la carga, en la cual la potencia se mantiene en torno a un valor máximo o cerca del máximo con una gama de impedancias superior a diez veces, por ejemplo desde 10 ohmios hasta más de 100 ohmios. En la figura 15, la línea de trazos (A) corresponde a un 15% de salida pulsante del ciclo de trabajo con una potencia pico de salida de 200 W y un régimen nominal de corriente de 4 amperios r.m.s. La curva continua (B) representa la característica de la potencia con respecto a la impedancia para el generador convencional que funciona con una salida continua de r.f. de 30 W. Ambas curvas tienen la tensión limitada a 120 V r.m.s. Se apreciará que aunque el generador pulsante suministra su potencia máxima dentro de una gama de impedancias más estrecha que el generador de funcionamiento continuo, sin embargo la potencia máxima es suministrada dentro de una gama de impedancias de carga que se inicia a no más de 20 ohmios. Un límite inferior realista para el suministro de la potencia pico es 100 W cuando las cargas de accionamiento descienden a 20 ohmios, reconociendo que la impedancia máxima a la cual puede ser suministrada esta potencia pico está determinada por medio de la tensión límite (en este caso 120 V r.m.s.) impuesta para impedir el cebado del arco. Es deseable una limitación en la anchura de la curva de carga dado que proporciona la característica de autorregulación descrita anteriormente al final del tratamiento. La magnitud hasta la cual puede suministrarse potencia a una carga de baja impedancia, está gobernada por el régimen nominal de corriente del generador. En el generador actual, habitualmente se consigue un valor de la corriente r.m.s. por encima de 1,5 amperios al inicio de cada impulso, pudiendo alcanzar hasta 3 ó 4 amperios.

Debe tenerse en cuenta que si los electrodos (50) de la unidad de fórceps (42) son comparativamente grandes en su zona de contacto con el tejido, la impedancia de la carga presentada al generador será comparativamente baja. La impedancia de la carga disminuye asimismo cuando disminuye el espesor de tejido sujeto entre los electrodos (50). Es posible mejorar la velocidad del tratamiento modificando los impulsos producidos por el generador según las características del instrumento al cual está conectado. Aunque un electrodo de gran superficie produce una baja carga de impedancia, el tiempo de difusión térmica de la mayor área de tejido sujeta es más largo debido a las trayectorias de conducción más largas. Los electrodos con áreas menores pueden ser tratados con un ciclo de trabajo o con una proporción de señal-pausa mayores, debido a los menores tiempos de difusión térmica y con una potencia pico menor. Los ciclos de trabajo más amplios tienen el efecto de incrementar la capacidad del generador para acoplarse con las cargas de impedancia elevada (debido al pico de potencia respecto a la carga que se extiende hasta valores más elevados de la impedancia). En consecuencia, el incremento del ciclo de trabajo cuando los electrodos son de un área pequeña proporciona la ventaja de un tratamiento más rápido.

El cambio del ciclo del impulso de trabajo, junto con el bloqueo de la tensión máxima tienen el efecto de cambiar la curva de carga para adaptarse al instrumento utilizado. Haciendo referencia de nuevo a la figura 14, la regulación de las características del impulso puede ser llevada a cabo disponiendo que los instrumentos que deben ser conectados al generador (40) tales como la unidad de fórceps (42) tengan un elemento de identificación (80), que puede ser detectado mediante un circuito de detección (82) en el generador cuando el instrumento está conectado al conector (48) de salida del generador. En el ejemplo mostrado en la figura 14, el elemento de identificación (80) es un condensador de un valor específico acoplado entre uno de los cables de potencia (52) y un tercer cable (84) en el conductor. Estos dos mismos cables están acoplados a través de los conectores (46), (48) a un par de entradas (86) del circuito de detección (82) que actúa como un circuito de identificación del electrodo por medio de la respuesta al valor del condensador. El controlador (70) varía el ciclo del impulso de trabajo según una señal de identificación recibida del circuito de identificación (82) a través de la línea (88). Los detalles del circuito (82) de identificación del electrodo y de su interacción con el elemento de identificación (80) están descritos en la publicación de la Patente Europea 0869742A, el contenido de la cual se incluye en esta memoria como referencia.

De acuerdo con ello, al incorporar condensadores (80) de diferentes valores en los diferentes instrumentos de acuerdo, por ejemplo, con las áreas de contacto de los electrodos con el tejido y otras propiedades del instrumento que afecten a la impedancia de carga y al tiempo de difusión térmica, el generador puede ser configurado automáticamente para producir una salida pulsada particularmente adecuada al instrumento en cuestión. En particular, cuando se seleccionan instrumentos con grandes áreas de contacto con el tejido, disminuye el ciclo de trabajo preseleccionado o la proporción de señal-pausa y/o se reduce la frecuencia de los impulsos.

El controlador puede alterar no solamente la proporción señal-pausa, sino también la frecuencia de los impulsos y la salida de potencia a través, en este caso, del modulador de impulsos (64) y/o del modo de conmutación del suministro de potencia (76).

Como alternativa para identificar el instrumento, o la categoría del instrumento, el generador (40) puede estar dotado de un circuito de detección para detectar la impedancia de carga a través de las líneas de salida (62) de la etapa de salida (60), en el instante o aproximadamente en el instante en que el cirujano empieza el tratamiento electroquirúrgico, siendo mantenidas de este modo las características determinadas del impulso, hasta que concluye el tratamiento. Haciendo referencia a la figura 15, el ciclo de impulso de trabajo puede ser incrementado, tal como se muestra, con una impedancia inicial de carga incrementada. En el ejemplo mostrado, el ciclo de trabajo se mantiene por debajo del 50% (es decir, una proporción de señal-pausa de 1:1) para impedancias inferiores aproximadamente a 140 ohmios. Haciendo referencia a las figuras 15 y 16 conjuntamente, el controlador puede estar dispuesto además para determinar la potencia pico (figura 15) y la frecuencia del impulso (figura 16) simultáneamente según la impedancia de carga inicial, estando fijada la potencia más elevada y la frecuencia de los impulsos más baja, en el caso de impedancias iniciales bajas, más que en el caso de impedancias iniciales elevadas. La impedancia inicial puede ser detectada mediante el control de la corriente, dado que para una potencia inicial aplicada conocida, la impedancia inicial de carga es inversamente proporcional al cuadrado de la corriente de salida.

Pueden obtenerse ventajas adicionales disponiendo el generador de modo que lleve a cabo un ciclo de tratamiento que consiste no solamente en una serie de impulsos de un único ciclo de trabajo prefijado, sino dividiendo el ciclo de tratamiento en periodos en los cuales la señal de salida del generador empieza como una señal pulsada de r.f. con un ciclo de trabajo predeterminado y termina con una característica diferente. Haciendo referencia al gráfico de la potencia respecto al tiempo de la figura 18, el ciclo de tratamiento puede tener un periodo inicial (130) en el cual la señal de potencia de la r.f. consiste en una serie de impulsos (131), (132), (133) con un ciclo de trabajo predeterminado, seguida directamente por un periodo posterior (140) en el cual la señal de potencia de la r.f. es una señal c.w. (141) de mucha menor amplitud de potencia. Habitualmente, durante el periodo inicial (130), los impulsos (131) a (133) tienen un ciclo de trabajo en una zona desde el 15% hasta el 30%, con una potencia pico de 200 W. La transición desde el periodo inicial (130) al periodo (140) siguiente puede ser controlada mediante retroalimentación desde el conjunto de circuitos de salida del generador. Haciendo referencia de nuevo a la figura 14, el modo conmutado (74) de suministro de potencia está controlado a través de la línea (76) mediante el controlador (70) el cual, a su vez, es sensible a una señal de detección en la línea (73) desde el detector (68) del umbral de tensión de salida. Al ser un dispositivo de modo conmutado, el suministro de potencia (74) tiene su propia frecuencia de conmutación que, en esta realización, puede estar comprendida dentro de la gama de los 25 kHz, suministrados como una corriente de impulsos desde el controlador (70). En este ejemplo, la tensión de salida de la r.f. del generador (40) está limitada mediante la interrupción de los impulsos de conmutación suministrados al suministro de potencia (74) cuando la tensión de salida sobrepasa un umbral predeterminado (habitualmente 120 V r.m.s., tal como se ha mencionado anteriormente). Mediante el control de los impulsos de conmutación del suministro de potencia generados mediante el controlador (70), es posible determinar la cantidad de energía suministrada por el generador. Por consiguiente, el conteo de los impulsos de conmutación ofrece una forma conveniente de controlar las condiciones eléctricas a la salida del generador. En particular, haciendo referencia a la figura 18, la disminución de la potencia suministrada debido a la formación de vapor en el tejido, y visible como las curvas de disminución (132b) y (133b) en la onda de potencia, es el resultado de interrupciones en los impulsos de conmutación del suministro de potencia producidas como respuesta a la tensión de salida que ha sobrepasado el umbral fijado en el detector de umbral de tensión (68) (figura 14). De acuerdo con ello, mediante el conteo de los impulsos de conmutación del suministro de potencia, es posible determinar cuando la onda de ciclo de trabajo bajo deja de ser ventajosa, con lo cual el controlador (70) puede regular su salida para hacer que el suministro de potencia en modo conmutado suministre energía de una forma continua o casi continua, pero a un nivel de potencia pico significativamente más bajo, tal como se muestra mediante la onda c.w. (141) en la figura 18. Habitualmente, la potencia media suministrada durante este periodo posterior (140) del ciclo de tratamiento es la misma que la potencia media suministrada durante el periodo inicial (130).

En cambio, puede obtenerse un suministro de potencia más próximo a un suministro continuo, disponiendo que la señal de potencia de la r.f. adopte la forma de una señal pulsante con un ciclo de trabajo significativamente más alto pero con una potencia pico inferior, tal como se muestra en la figura 19. En esta realización, el controlador (70) está dispuesto de tal manera que como antes, el periodo inicial (130) del ciclo de tratamiento se compone de una serie de impulsos (131), (132), (133) con un ciclo de trabajo bajo y una potencia pico elevada. De nuevo, la transición al periodo (140) siguiente es llevada a cabo como respuesta a las condiciones eléctricas a la salida del generador. Sin embargo, en el periodo (140) siguiente, el ciclo de trabajo es más elevado, por ejemplo, por lo menos, el doble del ciclo del periodo inicial y, en consecuencia, la potencia pico queda reducida, por lo menos, a aproximadamente la misma potencia media. Puede producirse una formación adicional de vapor en el tejido durante el siguiente periodo (140) del ciclo de tratamiento, dando como resultado la activación del bloqueo de la tensión de la misma forma que durante el periodo inicial, tal como es evidente a partir de la parte de disminución (143b) del impulso (143).

En una realización alternativa, no mostrada en los dibujos, el ciclo de tratamiento puede tener más de dos periodos en los cuales la señal de potencia de la r.f. tiene características diferentes. En particular, la señal puede estar compuesta por una sucesión de impulsos que empiezan con un primer grupo de impulsos que tienen un primer ciclo de trabajo bajo, seguido de un segundo grupo de impulsos que tienen un segundo ciclo de trabajo mayor, seguido de un tercer grupo de impulsos con un tercer ciclo de trabajo todavía mayor, y así sucesivamente, de manera que se mantiene una efectividad óptima de la coagulación cuando cambian las características del tejido. En otras palabras, puede utilizarse un ciclo de tratamiento de tres etapas, estando compuesta cada etapa por un cierto número de impulsos con su propio ciclo de trabajo respectivo fijado. Habitualmente, las etapas sucesivas tienen impulsos con ciclos de trabajo del 15%, 30% y 60%, y valores de la potencia pico de 200 W, 100 W y 50 W respectivamente, con el objeto de mantener un suministro de potencia aproximadamente constante.

El efecto común a las tres alternativas descritas anteriormente, es que la curva de carga del generador tiene una característica inicialmente limitada tal como está ejemplificado mediante la curva (A) en la figura 15, pero está prolongada en la gama de impedancia elevada cuando el suministro de energía se hace cada vez más continuo, tanto en forma de una salida c.w. (141) como en la figura 18, como en forma de una salida con un ciclo de trabajo más alto, tal como en la figura 19. De ello se deduce que la coagulación del tejido tratado avanza más rápidamente, dado que se mantiene el suministro de potencia en el tejido a medida que aumenta la impedancia en el tejido debido a la formación de vapor, y en consecuencia la coagulación localizada del tejido.

Una ventaja de la invención aparece cuando se intenta coagular vasos sumergidos en sangre o en otro fluido conductor. Con los generadores bipolares convencionales, la presencia de la sangre hace que la corriente se disipe en la sangre más que en el tejido o en el vaso que está sangrando. Esto es debido a que la sangre conduce la corriente mejor que el tejido entre las dos mordazas, una situación que crea una concentración de corriente. Esto significa que para conseguir la hemostasis, la corriente debe ser aplicada durante un largo periodo de tiempo, asegurando de este modo puntos calientes, carbonizado y adherencias. Utilizando el sistema presente, los impulsos bipolares de energía de r.f. se aplican durante periodos de tiempo muy cortos, y la formación de vapor impide la concentración de corriente. Esto garantiza que el tejido recibe suficiente energía para conseguir la hemostasis y no es disipada de manera preferente en la sangre como resultado de puntos calientes.

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Las características del sistema presente son particularmente útiles cuando se realiza una cirugía endoscópica en la que las estructuras vasculares requieren división o disección en ausencia de sangre. Los procedimientos típicos incluyen procedimientos laparoscópicos, tales como la histerectomía vaginal asistida, y la histerectomía supracervical laparoscópica en la que los vasos uterinos y otros vasos asociados requieren división; fundoplicación (consolidación) laparoscópica Nissen en la que los vasos gástricos cortos y otros vasos asociados requieren división; procedimientos laparoscópicos en el intestino en donde a menudo los vasos mesentéricos requieren división; apendicectomía laparoscópica en la que la arteria del apéndice y otros vasos asociados requieren división; movilización del omento en el que los vasos del omento requieren división; ligadura tubal bipolar laparoscópica en la que se coagula el tubo de Falopio para provocar la esterilización; y en general, para la división de adherencias vasculares. En todos los casos, puede conseguirse la cauterización sin prolongación de la disección de las estructuras vasculares para esqueletizarlas antes del cierre y de la división.

Otros procedimientos endoscópicos a modo de ejemplo incluyen la cirugía cardiaca con un acceso mínimo, en la que las estructuras vasculares (tales como la arteria mamaria interna o la arteria gastroepliploica) son movilizadas mediante división de ramas antes del "bypass" (derivación); y la recogida de otras estructuras vasculares (tales como la vena safena) en las que, de nuevo, las tributarias requieren división.

La presente invención no está limitada a la utilización con fórceps bipolares. Puede ser utilizada ventajosamente en otros instrumentos bipolares para realizar coagulación. Los dos polos de un instrumento de dicho tipo, tal como los ganchos bipolares de disección, están a menudo en estrecha proximidad, de tal manera que cualquier material conductor entre los ganchos crea la trayectoria conductiva más corta con una penetración limitada de la energía en el tejido contra el cual está aplicado el instrumento. Mediante la interrupción de la trayectoria de la corriente directamente entre los ganchos, puede conseguirse un efecto mayor en el tejido como resultado de la formación de vapor, comparado con las salidas convencionales.

Pueden utilizarse instrumentos quirúrgicos abiertos, tales como fórceps bipolares y otros similares.

En la realización preferente descrita anteriormente, la aplicación de la potencia de r.f. para producir el efecto clínico deseado se lleva a cabo con una energía de descarga mínima capaz de crear vapor en el interior del tejido sujetado. En particular, la energía de descarga es suficientemente elevada para crear vapor desde la primera descarga si el tejido es delgado. Esta energía es suministrada a una potencia suficientemente elevada para que se origine el bloqueo de la tensión en el interior de la descarga, permitiéndose un cierto tiempo de difusión térmica, por lo menos de 100 ms antes de la siguiente descarga.

Claims (36)

1. Generador electroquirúrgico (40) que comprende una fuente (60) de energía de radiofrecuencia (r.f.), por lo menos un par de terminales de salida para su conexión a un instrumento electroquirúrgico bipolar y para suministrar energía de r.f. desde la fuente hasta el instrumento, y un circuito pulsante (64, 70) para la fuente, en el que el circuito pulsante y la fuente están dispuestos de tal manera que suministran una carga resistiva cuando están conectados a través de los terminales de salida, una señal de potencia de r.f. modulada en amplitud en forma de una sucesión de impulsos de tratamiento, cuya sucesión está caracterizada por periodos, por lo menos, de 100 ms entre los sucesivos impulsos de tratamiento y por una relación predeterminada de señal-pausa de impulsos, estando dispuesto el generador de tal forma que la potencia suministrada es suficiente para formar, por lo menos, una burbuja de vapor en el interior del tejido a tratar, siendo suficientes los periodos, por lo menos de 100 ms, para permitir la recondensación de la burbuja o burbujas de vapor.

2. Generador, según la reivindicación 1, caracterizado porque la altura de la modulación de amplitud en dicha señal de r.f. es por lo menos, del 90% y la proporción del impulso de señal-pausa es inferior a 2:3.

3. Generador, según la reivindicación 1 ó la reivindicación 2, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que la proporción del impulso de señal-pausa permanece constante a un valor predeterminado en la mayor parte de dicha sucesión de impulsos.

4. Generador, según la reivindicación 1 ó la reivindicación 2, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que la frecuencia de los impulsos permanece constante a un valor predeterminado en la mayor parte de dicha sucesión de impulsos.

5. Generador, según la reivindicación 1 ó la reivindicación 2, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que la proporción del impulso de señal-pausa y la frecuencia de los impulsos permanece constante en toda dicha sucesión de impulsos hasta que se terminan los impulsos.

6. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que, por lo menos una de las magnitudes tanto de la proporción del impulso de señal-pausa como de la frecuencia de los impulsos, están predeterminadas automáticamente al inicio de dicha sucesión de impulsos a un valor que depende de una señal de identificación del instrumento recibida por el generador.

7. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que, por lo menos, una de las magnitudes tanto de la proporción del impulso de señal-pausa como de la frecuencia de los impulsos está predeterminada automáticamente al inicio de dicha sucesión de impulsos en un valor que depende de la resistencia de la carga a través de los terminales de salida en dicho inicio.

8. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal modo que, por lo menos una de las magnitudes tanto de la proporción del impulso de señal-pausa como de la frecuencia de los impulsos, después del inicio de dicha sucesión de impulsos, no están afectadas por la resistencia de la carga durante, por lo menos, la mayor parte de un periodo de tratamiento constituido por dicha sucesión de impulsos.

9. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la proporción de señal-pausa es inferior o igual a 1:3, por lo menos, en una gama de valores de la carga de 5 \Omega a 45 \Omega.

10. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la proporción de señal-pausa es inferior o igual a 1:4, por lo menos, en un valor de la carga de 5 \Omega a 30 \Omega.

11. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la corriente de r.f. durante cada uno de una serie de dichos impulsos sucesivos alcanza, por lo menos, 3 amperios r.m.s. cuando la carga es de 20 \Omega.

12. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la velocidad de repetición de los impulsos es inferior a 1 Hz.

13. Generador, según la reivindicación 12, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) y la fuente de r.f. (60) están dispuestos para generar una sucesión de impulsos de tratamiento de energía de r.f. en los terminales de salida, siendo los periodos entre los impulsos sucesivos de 1 s o más largos.

14. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 12, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) y la fuente de r.f. (60) están dispuestos para generar una sucesión de impulsos de tratamiento de energía de r.f. en los terminales de salida, siendo los periodos entre dichos impulsos sucesivos de 300 ms o más largos.

15. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal manera que la tensión pico de dicha señal de r.f. permanece por debajo del pico de 200 V cuando se conecta una carga resistiva entre los terminales de salida.

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16. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal manera que cuando alguna carga resistiva comprendida dentro de la gama de 10 \Omega a 250 \Omega está conectada a los terminales de salida, la energía de r.f. suministrada en cada impulso es, por lo menos, de 2 J.

17. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal manera que suministra una potencia pico que está en su valor máximo cuando la carga resistiva es inferior a 20 \Omega.

18. Generador, según la reivindicación 17, caracterizado porque dicho valor máximo de la potencia pico suministrada es, por lo menos, de 200 W.

19. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado por estar dispuesto de tal manera que el factor de cresta de la tensión de salida de la onda de r.f. durante cada impulso cuando suministra potencia de r.f., es inferior o igual a 1,5.

20. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto para regular automáticamente la proporción de señal-pausa de los impulsos de la señal en respuesta a un circuito de detección asociado a los terminales de salida.

21. Generador, según la reivindicación 20, caracterizado porque el circuito de detección (82) está dispuesto para ser sensible a un elemento de identificación alojado en un instrumento conectado a los terminales de salida.

22. Generador, según la reivindicación 20, caracterizado porque el circuito de detección está dispuesto para detectar el valor inicial de una impedancia de carga asociada con el inicio de la aplicación de energía de r.f.

23. Generador, según la reivindicación 22, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto de tal modo que la proporción de señal-pausa aumenta al incrementarse la impedancia inicial de la carga detectada.

24. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 20 a 23, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto para regular la potencia pico de salida de la r.f. en respuesta al circuito de detección.

25. Generador, según la reivindicación 24, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto para disminuir la potencia pico al incrementarse la impedancia de la carga inicial detectada.

26. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 20 a 25, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto para regular la frecuencia de los impulsos en respuesta al circuito de detección.

27. Generador, según la reivindicación 26, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) está dispuesto para incrementar la frecuencia de los impulsos al aumentar la impedancia inicial de la carga detectada.

28. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el circuito pulsante (64, 70) y la fuente (60) están dispuestos de tal manera que la señal de potencia de r.f. comprende, durante un periodo inicial, dicha sucesión de impulsos que tienen dichos periodos de 100 ms entre impulsos sucesivos, y dicha proporción predeterminada de señal-pausa y, durante un periodo posterior, una señal de características diferentes.

29. Generador, según la reivindicación 28, caracterizado por el conjunto de circuitos de control (70) con medios (68; 77, 78) para controlar, por lo menos, un parámetro eléctrico asociado a los terminales de salida, estando dispuesto el conjunto de circuitos de control (70) de modo que la transición del periodo inicial al periodo siguiente está controlada, en respuesta, por lo menos, a un parámetro monitorizado.

30. Generador, según la reivindicación 29, caracterizado porque el parámetro controlado es el de la potencia suministrada a una carga resistiva, la resistencia de la carga y la tensión entre los terminales de salida.

31. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 28 a 30, caracterizado porque está dispuesto para hacer que la señal de potencia de r.f. durante el periodo siguiente proporcione un suministro continuo de energía o un suministro casi continuo de energía, más que durante el periodo inicial.

32. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 28 a 31, caracterizado por estar dispuesto para hacer que la fuente (60) suministre la señal de potencia de r.f. como una señal modulada en amplitud, la cual, por lo menos, durante parte del periodo siguiente, tiene un segundo ciclo de trabajo predeterminado del impulso que es mayor que el ciclo de impulso de trabajo inicial.

33. Generador, según cualquiera de las reivindicaciones 28 a 32, caracterizado porque está dispuesto de tal forma que la fuente (60) suministra una señal de potencia de r.f. que tiene una potencia pico durante el periodo siguiente que es menor que la potencia pico del periodo inicial.

34. Generador, según la reivindicación 32 o la reivindicación 33, caracterizado porque es de tal forma que el ciclo del impulso de trabajo está fijado en un primer ciclo de trabajo predeterminado del impulso durante el periodo inicial y en un segundo ciclo de trabajo predeterminado, mayor, del impulso, durante el periodo siguiente que sigue directamente al periodo inicial.

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35. Generador, según la reivindicación 28 o la reivindicación 29, caracterizado por estar dispuesto para hacer que la fuente (60) suministre la señal de potencia de r.f. como una señal continua de r.f. durante dicho periodo siguiente.

36. Sistema integrado de generador electroquirúrgico y de instrumento, en el que el generador es como está reivindicado en cualquiera de las reivindicaciones 1 a 35 y el instrumento comprende un par de fórceps.