ES2232688T3 - Sonda de coagulacion para tejidos blandos. - Google Patents
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Abstract
Sistema de control de potencia para electrofisiología, para su utilización con un dispositivo electrofisiológico, que tiene una serie de electrodos sobre un cuerpo de soporte y un mango fijado a dicho cuerpo de soporte, y que incluye un dispositivo de control de potencia para electrofisiología adaptado para suministrar selectivamente energía a la serie de electrodos, caracterizado por: una unidad de potencia de control remoto (325), que define un elemento estructural separado del mango del dispositivo electrofisiológico, incluyendo un cuerpo principal (327a), una serie de interruptores marcha/paro (327b) sobre el cuerpo principal (327a) asociados respectivamente con la serie de electrodos del cuerpo de soporte del dispositivo electrofisiológico, y un aparato de conexión adaptado para conectar la serie de interruptores marcha/paro (327b) al dispositivo de control de potencia para electrofisiología.
Description
Sonda de coagulación para tejidos blandos.
La presente invención se refiere de modo general
a estructuras para el posicionado de uno o varios elementos
diagnósticos o terapéuticos dentro del cuerpo humano, y más
particularmente, se refiere a un sistema de control de potencia
para electrofisiología según el preámbulo de la reivindicación
1.
Las Patentes
EP-A-0 628 288 y
WO-A-9 730 644 dan a conocer
respectivamente un sistema del tipo mencionado inicialmente.
Hay muchos casos en los que se debe insertar en
el cuerpo humano elementos diagnósticos y terapéuticos. Uno de
dichos casos comporta el tratamiento de enfermedades cardíacas,
tales como fibrilación del atrio y palpitaciones del atrio
("flutter") que conducen a un latido irregular del corazón,
poco agradable, llamado arritmia.
El ritmo normal del seno del corazón empieza con
el nodo sinoatrial (o "nodo SA") generando un impulso
eléctrico. El impulso se propaga usualmente de forma uniforme a
través de los atrios derecho e izquierdo, y el septo del atrio hacia
el nodo atrioventricular (o "nodo AV"). Esta propagación
provoca que los atrios se contraigan de manera organizada para
transportar sangre desde los atrios a los ventrículos, y para
proporcionar una estimulación temporizada de los ventrículos. El
nodo AV regula el retardo de propagación del haz atrioventricular
(o haz "HIS"). Esta coordinación de la actividad eléctrica del
corazón provoca la sístole del atrio durante la diástole
ventricular. Esto, a su vez, mejora la función mecánica del corazón.
La fibrilación del atrio tiene lugar cuando obstáculos anatómicos
del corazón alteran la propagación uniforme normalmente de los
impulsos eléctricos en el atrio. Estos obstáculos anatómicos
(llamados "bloqueadores de la conducción") pueden provocar que
el impulso eléctrico degenere en varias pequeñas ondas circulares
que circulan alrededor de los obstáculos. Estas pequeñas ondas,
llamadas "circuitos de reentrada", alteran la activación
uniforme normal de los atrios izquierdo y derecho.
A causa de la pérdida de sincronía
atrioventricular, las personas que sufren de fibrilación del atrio y
palpitaciones sufren, también, las consecuencias de una hemodinámica
alterada y pérdida de eficacia cardíaca. Se enfrentan también con
un elevado riego de infarto y de otras complicaciones
tromboembólicas a causa de la pérdida de la contracción efectivas y
de estasis del atrio.
Si bien existen tratamientos farmacológicos para
la fibrilación del atrio y las palpitaciones, el tratamiento se
encuentra lejos de la perfección. Por ejemplo, ciertos medicamentos
antiarrítmicos, tales como la quinidina y la procainamida, pueden
reducir tanto la incidencia como la duración de episodios de
fibrilación del atrio. No obstante, estos medicamentos fallan
frecuentemente en el mantenimiento del ritmo del seno en el
paciente. Los medicamentos cardioactivos, tal como digitalis, beta
bloqueadores y bloqueadores del canal de calcio, pueden también ser
administrados para controlar la respuesta ventricular. No obstante,
muchas personas toleran poco dichos medicamentos. La terapia
anticoagulante combate, también, las complicaciones tromboembólicas
pero no las elimina. Desafortunadamente, las soluciones
farmacológicas no ponen remedio frecuentemente a los síntomas
subjetivos asociados con un latido irregular del corazón. Tampoco
restablecen la hemodinámica cardíaca a valores normales ni eliminan
el riego de tromboembolismo.
Muchos investigadores creen que la única manera
de tratar realmente los tres resultados desfavorables de la
fibrilación del atrio y las palpitaciones consiste en interrumpir
de forma activa todos las rutas potenciales para los circuitos de
reentrada del atrio.
Un método quirúrgico de tratamiento de la
fibrilación del atrio por interrupción de las rutas para los
circuitos de reentrada es el llamado "procedimiento
laberinto", que se basa en una forma o modelo predeterminado de
incisiones para crear anatómicamente una trayectoria tortuosa, o
laberinto, para propagación eléctrica dentro del atrio izquierdo y
derecho. Las incisiones dirigen los impulsos eléctricos desde el
nodo SA a lo largo de la ruta especificada a través de todas las
zonas de ambos atrios, provocando la contracción uniforme requerida
para la función de transporte normal del atrio. Las incisiones
dirigen finalmente el impulso al nodo AV para activar los
ventrículos, restableciendo la sincronía atrioventricular normal.
Las incisiones son colocadas, asimismo, de manera cuidadosa para
interrumpir las rutas de conducción de los circuitos de reentrada
más habituales. El procedimiento laberinto se ha observado que es
muy eficaz en la curación de la fibrilación del atrio. No obstante,
el procedimiento laberinto es difícil de realizar. Requiere cirugía
de corazón abierto y es muy oneroso. Por esta razón, a pesar de su
considerable éxito clínico, se realizan solamente unos pocos
procesos laberinto al año.
Más recientemente, se han desarrollado procesos
laberinto utilizando catéteres que puedan formar lesiones en el
endocardio para crear, de manera efectiva, un laberinto para
conducción eléctrica en una ruta predeterminada. Se dan a conocer
catéteres, a título de ejemplo, en la patente U.S.A. de la propia
solicitante actual Nº 5.582.609. De manera típica, las lesiones son
formadas por ablación de tejidos con un electrodo soportado por el
catéter. La energía electromagnética de radiofrecuencia ("RF")
aplicada por el electrodo calienta, y eventualmente provoca la
muerte de los tejidos (es decir, provoca la "ablación"), para
formar una lesión. Durante la ablación de tejidos blandos (es
decir, tejidos distintos de sangre, huesos y tejidos conectivos)
tiene lugar la coagulación de los tejidos y es esta coagulación la
que provoca la muerte de los tejidos. Así pues, la referencia a la
ablación de tejidos blandos son necesariamente referencias a
coagulación de tejidos blandos. La "coagulación de tejidos
blandos" es el proceso de cruzamiento de las proteínas en los
tejidos provocando la gelificación de los tejidos. En los tejidos
blandos, es el fluido dentro de las membranas de las células de los
tejidos que se gelifica matando las células, con lo que se provoca
la muerte del tejido.
Los catéteres utilizados para crear lesiones
(cuyas lesiones tienen de 3 a 15 cm de longitud) incluyen, de
manera típica, una parte del cuerpo relativamente larga y
relativamente flexible que tiene un electrodo de ablación en su
extremo alejado o distal. La parte del catéter que queda insertada
en el cuerpo del paciente tiene típicamente de 58,4 a 139,7 cm (23
a 55 pulgadas) de longitud y se pueden encontrar otras de 20,3 a
38,1 cm (8 a 15 pulgadas), incluyendo el mango, fuera del cuerpo
del paciente. El extremo próximo del cuerpo del catéter está
conectado al mango que incluye controles de dirección. La longitud y
flexibilidad del cuerpo del catéter permite que éste sea insertado
en una vena o arteria principal (de manera típica, la arteria
femoral), siendo dirigido al interior del corazón, y luego
manipulado de forma tal que el electrodo de ablación establece
contacto con el tejido que se tiene que seccionar o someter a
ablación. La formación de imágenes fluoroscópicas se utiliza para
proporcionar al médico una indicación visual de la localización del
catéter.
Los apéndices del atrio son fuentes potenciales
primarias de formación de trombos. Los apéndices del atrio son
especialmente importantes en el transporte de sangre porque tienen
una geometría en forma de bolsa con un cuello potencialmente más
estrecho que la propia bolsa. En este caso, es esencial la
contracción del apéndice para mantener una velocidad de la sangre
como promedio absoluto suficientemente elevada para eliminar
regiones de estasis potencial, que pueden conducir a formación de
trombos.
En el proceso de laberinto llevado a cabo con
cirugía a corazón abierto, los puntos de acceso típico al interior
de los atrios son los apéndices del atrio. Por lo tanto, a la
terminación del proceso quirúrgico, la zona ocupada por los
apéndices del atrio es eliminada por eliminación quirúrgica de
dichos apéndices. Esto mitiga los subsiguientes problemas
resultantes de la estasis de sangre en los apéndices del atrio, y
también, del aislamiento eléctrico de los apéndices con respecto al
resto de los atrios. No obstante, tal como se ha indicado
anteriormente, la cirugía a corazón abierto es muy onerosa y el
proceso de laberinto basado en incisión es difícil de llevar a cabo.
Si bien los procesos basados en catéter no resultan apropiados para
la eliminación de apéndices, se han desarrollado recientemente
procedimientos y aparatos basados en catéteres que reposicionan los
apéndices del atrio, los fijan en una posición alterada y/o
fusionan las paredes de los apéndices entre sí para aislar los
apéndices, reducir las zonas de estasis y finalmente, la formación
de trombos. Dichos procedimientos y aparato se dan a conocer en la
Patente USA Nº 5.865.791, de la que es titular la solicitante. Uno
de estos procedimientos comporta la utilización de un catéter que
tiene un lazo que es tensado alrededor del apéndice. A
continuación, se transmite energía RF al apéndice mediante el lazo
para fusionar térmicamente las paredes del apéndice entre sí,
aislando de esta manera dicho apéndice.
Se cree que el tratamiento de fibrilación del
atrio y las palpitaciones requiere la formación de lesiones largas
y delgadas de diferentes longitudes y formas curvilíneas en los
tejidos cardíacos. Estas formas de lesión larga, curvilíneas,
requieren el despliegue dentro del corazón de elementos de ablación
flexibles y tiene múltiples zonas de ablación. La formación de
estas lesiones por ablación puede proporcionar las mismas ventajas
terapéuticas que los modelos complejos de incisión que proporcionan
los procedimientos presentes quirúrgicos de laberinto, pero sin
cirugía invasiva, a corazón abierto.
Con elementos de electrodo múltiples más grandes
y/o más largos se tiene la exigencia de un control más preciso del
proceso de ablación. El suministro de energía de ablación debe ser
controlado para evitar incidencias de daños en los tejidos y
formación de coágulos. El suministro de energía de ablación debe
ser, también, cuidadosamente controlado para asegurar la formación
de lesiones uniformes y continuas, sin puntos calientes ni
intersticios en los tejidos sometidos a ablación.
La tarea resulta más difícil porque las cámaras
cardíacas varían de tamaño de un individuo a otro. También varían de
acuerdo con el estado del paciente. Un efecto común de las
enfermedades cardíacas es el agrandamiento de las cámaras
cardíacas. Por ejemplo, en un corazón que experimenta fibrilación
del atrio, la dimensión del atrio puede ser hasta de tres veces el
de un atrio normal.
La ablación basada en catéteres y el aislamiento
de los apéndices del atrio han demostrado que son un progreso
significativo con respecto a los enfoques de cirugía convencional a
corazón abierto. No obstante, los presentes inventores han
determinado que se pueden conseguir otras mejoras adicionales.
Por ejemplo, y con respecto a los procesos de
ablación en particular, los inventores han determinado que puede
ser muy difícil posicionar de manera exacta un electrodo de
ablación sobre la superficie del endocardio por manipulación del
extremo distal de un cuerpo de catéter relativamente largo desde un
mango remoto o alejado. Esto es especialmente cierto con respecto a
localizaciones en el atrio izquierdo. Los inventores presentes han
determinado, también, que la fluoroscopia es un método algo
inexacto para la visualización de los electrodos de ablación
durante el posicionado y en la determinación de si los electrodos se
encuentran en contacto apropiado con los tejidos.
Adicionalmente, un objetivo principal de
cualquier proceso de ablación consiste en crear lesiones contiguas
(frecuentemente, lesiones largas curvilíneas) sin sobrecalentar los
tejidos ni provocar quemaduras ni coágulos. La ablación de los
tejidos tiene lugar a 50ºC, mientras que el sobrecalentamiento tiene
lugar a 100ºC. Los inventores actuales han determinado, además, que
puede ser difícil producir contacto con el tejido que cumpla este
resultado con un electrodo montado en el extremo distal de un
catéter relativamente largo. Esto es especialmente cierto en los
procedimientos en los que un electrodo en el extremo distal del
catéter es objeto de tracción a lo largo de los tejidos. Esta
tracción o arrastre hace, asimismo, muy difícil la colocación
exacta del electrodo. Otros inconvenientes identificados por los
presentes inventores se refieren a los efectos de refrigeración
convectiva de a sangre en los electrodos. Por ejemplo, las
exigencias de energía del sistema deben ser suficientemente
elevadas para compensar las pérdidas de vidas al enfriamiento
convectivo.
Un método propuesto por los solucionados
problemas de sobrecalentamiento asociados con catéteres de ablación
convencionales es el llamado enfoque de "punta fría". En este
caso, la superficie de los tejidos es enfriada con una solución
salina. Si bien la solución salina es útil en cierta medida en
mantener la temperatura superficial por debajo de la temperatura de
sobre calentamiento, la temperatura superficial de los tejidos
puede todavía elevarse bastante por encima de 100ºC. Estas
temperaturas provocarán la expansión de los gases dentro de los
tejidos subsuperficiales. De modo final, los tejidos se romperán o
se hincharán, con el resultado de perforaciones de la superficie
epicardial y/o descolocación de extractos de tejido que pueden
provocar infarto.
Haciendo referencia nuevamente al aislamiento de
los apéndices del atrio, los inventores actuales han determinado que
los procesos basados en catéteres presentan muchos de los mismos
inconvenientes que se han explicado, tales como los que se refieren
a posicionado y visualización. De modo adicional, los inventores
han determinado, también, que el lazo puede apelotonar los tejidos
cuando el lazo es tensado y que la fusión de los tejidos se mejora
si se puede evitar este apelotonamiento.
Con respecto al control de energía, los
dispositivos de ablación convencionales incluyen controles que están
situados o bien en la fuente de energía RF, o en un pedal de pie.
Los inventores han determinado, por lo tanto, que dichas
disposiciones no son convenientes y pueden dificultar el control de
la potencia durante un proceso quirúr-
gico.
gico.
Haciendo referencia nuevamente a los procesos
quirúrgicos en general, un problema asociado con muchos procesos
quirúrgicos es el sangrado excesivo. Por ejemplo, un elevado nivel
de sangrado es asociado frecuentemente con la eliminación de
lóbulos del hígado y ciertos tumores cancerosos. Los inventores han
determinado que los presentes métodos quirúrgicos pueden ser
mejorados en el aspecto de pérdida de sangre.
El objetivo de la presente invención es dar a
conocer un sistema de control de potencia para electrofisiología del
tipo mencionado inicialmente, que evita los problemas antes
mencionados y que simplifica la creación de modelos de lesiones
complejas en tejidos blandos, tales como tejidos del miocardio en el
corazón.
Para conseguir los anteriores y otros objetivos,
un sistema de control de potencia para electrofisiología de acuerdo
con la presente invención comprende las características de la
reivindicación 1.
El dispositivo de energía de control remoto, que
está conectado a la unidad de potencia, puede estar situado muy
cerca del paciente o, de otro modo, dentro de la zona estéril de un
quirófano. Dicha disposición da a conocer un control de energía más
conveniente que el de los dispositivos convencionales.
Adicionalmente, dado que el interfaz de control
de potencia está situado en el dispositivo de control remoto, la
parte de control remoto de todo el sistema electrofisiológico puede
ser llevado de manera más conveniente dentro de la zona estéril
porque tanto la sonda quirúrgica como el dispositivo de control
remoto son fácilmente esterilizables. Los interfaces de control de
potencia convencionales, por otra parte, son parte de una unidad de
control remoto que no es esterilizable fácilmente.
Las anteriormente descritas y muchas otras
características y ventajas correspondientes de la presente invención
quedarán más claramente evidentes al comprender la presente
invención con referencia a la siguiente descripción detallada, en
consideración con los dibujos adjuntos.
A continuación, se realizará una descripción
detallada de realizaciones preferentes de la invención haciendo
referencia a los dibujos adjuntos, en los que las figuras 10e a 10g
no forman parte de la invención.
La figura 1 es una vista en sección parcial,
lateral, de un dispositivo quirúrgico para el posicionado de un
elemento quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con
una realización.
La figura 2 es una vista desde un extremo de un
dispositivo quirúrgico de la figura 1.
La figura 3a es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento operativo
dentro del cuerpo del paciente de acuerdo con otra realización.
La figura 3b es una vista lateral, parcial, de
una parte del dispositivo quirúrgico mostrado en la figura 3a.
La figura 4 es una vista lateral, en sección
parcial, de una parte del dispositivo quirúrgico mostrado en la
figura 3a.
La figura 5 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento
quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con otra
realización.
La figura 6a es una vista lateral, parcial, en
sección, de un dispositivo quirúrgico para el posicionado de un
elemento quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con
otra realización.
La figura 6b es una vista en sección tomada a lo
largo de la línea 6b-6b en la figura 6a.
La figura 7 es una vista en sección que muestra
un elemento operativo cubierto con celulosa regenerada.
La figura 8a es una vista en sección que muestra
un elemento operativo parcialmente oculto.
La figura 8b es una vista en sección que muestra
una configuración alternativa de un elemento operativo.
Las figuras 9a-9c con vistas
frontales de un conjunto de lengüeta de acuerdo con una
realización.
La figura 9d es una vista lateral del conjunto de
lengüeta mostrado en las figuras 9a-9c.
La figura 9e es una vista en sección tomada a lo
largo de la línea 9e-9e en la figura 9a.
La figura 9f es una vista frontal y en sección
parcial de un dispositivo quirúrgico para el posicionado de un
elemento quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con
otra realización.
La figura 10a es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento
quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con una
realización.
La figura 10b es una vista lateral, en sección
parcial, de una punta alternativa que puede ser utilizada
conjuntamente con el dispositivo mostrado en la figura 10a.
La figura 10c es una vista lateral, en sección
parcial, de otra punta alternativa que puede ser utilizada
conjuntamente con el dispositivo mostrado en la figura 10a.
La figura 10d es una vista en perspectiva de un
mango de sonda de acuerdo con una realización.
La figura 10e es una vista en perspectiva de un
mango de sonda de acuerdo con otra realización.
La figura 10f es una vista en perspectiva con las
piezas desmontadas, de una sonda de acuerdo con una
realización.
La figura 10g es una vista a mayor escala de la
sonda mostrada en la figura 10f.
La figura 10h es una vista en planta de un
sistema electrofisiológico de acuerdo con una realización de la
presente invención.
La figura 10i es una vista a mayor escala de la
unidad de control remoto de potencia mostrada en la figura 10h.
La figura 11a es una vista en sección de la zona
distal del dispositivo mostrado en la figura 10a tomada a lo largo
de la línea 11a-11a en la figura 10a.
La figura 11b es una vista en sección de una zona
distal alternativa del dispositivo mostrado en la figura 10a.
La figura 11c es una vista lateral, en sección
parcial, de otra zona distal alternativa del dispositivo mostrado
en la figura 10a.
La figura 12 es una vista en sección tomada a lo
largo de la línea 12-12 en la figura 10a.
La figura 13 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento
quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con otra
realización.
La figura 14 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento
quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con otra
realización.
La figura 15 es una vista en perspectiva de una
parte del dispositivo mostrado en la figura 14.
La figura 16 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento
quirúrgico dentro del cuerpo de un paciente de acuerdo con otra
realización.
La figura 17 es una vista lateral de una brida de
acuerdo con una realización.
La figura 18 es una vista en sección tomada a lo
largo de la línea 18-18 en la figura 17.
La figura 19 es una vista en planta de la brida
ilustrada en la figura 17.
La figura 20 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento operativo
dentro del cuerpo de un paciente y la aplicación de una fuerza de
sujeción a una estructura corporal de acuerdo con una
realización.
La figura 21 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento operativo
dentro del cuerpo de un paciente y la aplicación de una fuerza de
sujeción a una estructura corporal de acuerdo con otra
realización.
La figura 22 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento operativo
dentro del cuerpo de un paciente y la aplicación de una fuerza de
sujeción a una estructura corporal de acuerdo con otra
realización.
La figura 23 es una vista en planta de un
elemento de soporte del elemento operativo de un dispositivo
quirúrgico mostrado en la figura 22.
La figura 24a es una vista en planta de otro
elemento de soporte del elemento operativo.
La figura 24b es una vista en planta de otro
elemento de soporte del elemento operativo.
La figura 25 es una vista lateral de un
dispositivo quirúrgico para el posicionado de un elemento operativo
dentro del cuerpo de un paciente y la aplicación de una fuerza de
sujeción a una estructura corporal de acuerdo con otra
realización.
La figura 26 es una vista lateral, en sección
parcial, de un procedimiento ejemplar que incluye el dispositivo
quirúrgico mostrado en la figura 20.
La figura 27 es una vista lateral, en sección
parcial, de un procedimiento ejemplar que incluye el dispositivo
quirúrgico que tiene una configuración alternativa del elemento de
soporte.
Las figuras 28 y 29 son vistas esquemáticas de un
sistema para controlar la aplicación de energía de ablación para una
serie de electrodos, utilizando múltiples entradas detectoras de
temperatura.
La figura 30 es un gráfico esquemático de flujo
que muestra una implementación del controlador de realimentación de
temperatura mostrado en las figuras 28 y 29, utilizando control
individual de amplitud con control colectivo del ciclo de
trabajo.
La figura 31 es una vista esquemática de un
dispositivo de predicción de red neural, que recibe como entradas
las temperaturas detectadas por los múltiples elementos detectores
a una región determinada de electrodo y salidas a una temperatura
predeterminada de la región de tejido más caliente.
La figura 32 es una vista lateral parcial que
muestra el uso de un catéter de soporte conjuntamente con un
catéter de lazo para mantener las paredes del apéndice invertido
juntas.
La figura 33 es una vista parcial de la
combinación mostrada en la figura 32, ilustrando etapas adicionales
de sujeción de un apéndice en una orientación invertida.
La figura 34 es una vista en perspectiva de la
sonda de aplicación de presión de acuerdo con una realización fijada
a una sonda de soporte del elemento operativo.
La figura 35 es una vista en perspectiva a mayor
escala de la sonda de aplicación de presión mostrada en la figura
34.
La figura 36 es una vista en perspectiva parcial
de la sonda de aplicación de presión de acuerdo con otra
realización.
La figura 37 es una vista en perspectiva de un
dispositivo de acoplamiento de acuerdo con una realización.
La figura 38 es una vista en perspectiva que
muestra una sonda de aplicación de presión y el dispositivo de
acoplamiento mostrado en la figura 37 utilizados en combinación con
el dispositivo quirúrgico mostrado en la figura 10a.
La figura 39 es una vista en perspectiva que
muestra el dispositivo de acoplamiento mostrado en la figura 37
utilizado en combinación con el dispositivo quirúrgico mostrado en
la figura 10a.
La figura 40 es una vista en perspectiva de un
dispositivo de acoplamiento de acuerdo con otra realización.
A continuación, se realizará una descripción
detallada de las mejores formas actualmente conocidas de llevar a
cabo la invención. Esta descripción no debe ser tomada en sentido
limitativo, sino meramente con la finalidad de ilustrar los
principios generales de la invención.
La descripción se distribuye del modo
siguiente:
I. Aparato tipo sonda
II. Elementos operativos
III. Aplicaciones de epicardio de un aparato de
tipo sonda
IV. Aplicaciones de endocardio de un aparato de
tipo sonda
V. Otras aplicaciones quirúrgicas
VI. Aparato que aplica una fuerza de sujeción
VII. Aplicaciones de aparatos que aplica una
fuerza de sujeción
VIII. Control de la fuerza
Los títulos de las secciones y la distribución
general de la presente descripción detallada tienen un objetivo de
comodidad y no están destinados a limitar la presente
invención.
La presente descripción da a conocer una serie de
estructuras de electrodos, principalmente en el contexto de ablación
cardíaca, porque las estructuras son adecuadas para la utilización
con tejidos de miocardio. No obstante, se debe observar que las
estructuras son aplicables para su utilización en terapias que
comportan otros tipos de tejidos blandos. Por ejemplo, varios
aspectos de las estructuras de electrodos tienen aplicaciones en
procedimientos referentes a otras regiones del cuerpo, tales como
la próstata, hígado, cerebro, vesícula biliar, útero y otros
órganos sólidos.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figuras 1 y 2, un dispositivo quirúrgico (o "sonda") (250)
para el posicionado de un elemento operativo (252) dentro del
cuerpo del paciente comprende un vástago relativamente corto (254) y
un conjunto de lengüeta con capacidad de flexión o doblado (256),
asociada con el extremo distal del vástago, para soportar el
elemento operativo. En este caso, el elemento operativo (252)
adopta la forma de una serie de elementos de electrodos (294), tal
como se indicará de manera más detallada en la siguiente sección
II. Preferentemente, el eje relativamente corto puede tener
aproximadamente entre 10,2 y 45,7 cm (4 y 18 pulgadas) de longitud,
y tiene preferentemente 20,3 cm (8 pulgadas) de longitud, mientras
que el diámetro externo del eje está comprendido preferentemente
entre 2 y 8 mm (6 y 24 "French"). El conjunto de lengüeta
(256) tiene una configuración de uso predeterminada. En la
realización a título de ejemplo mostrada en las figura 1 y 2, el
conjunto de lengüeta incluye un par de patas de la lengüeta (258) y
(260) y un elemento anular (262) que soporta el elemento operativo
(252). El dispositivo quirúrgico incluye, también, un elemento
tubular (264) (una funda de forma cilíndrica en la realización
mostrada a título de ejemplo) que cubre una parte del vástago (254)
y que también es deslizante con respecto al mismo. El conjunto de
lengüeta (256) está adaptado para aplastarse (configuración de la
inserción) como respuesta al movimiento del elemento
sustancialmente tubular (264) en dirección distal, y expandirse a
la configuración predeterminada de uso cuando el elemento
sustancialmente tubular es desplazado en dirección próxima. Un
mango (266) puede quedar dotado en el extremo próximo del vástago
(254). El elemento tubular (264) incluye, preferentemente, una
superficie levantada de sujeción (268).
Otro dispositivo quirúrgico a título de ejemplo
(o "sonda") para el posicionado de un elemento quirúrgico
dentro del cuerpo del paciente, que se ha representado en general
con el numeral de referencia (270), se ha mostrado en las figuras
3a- 4. En este caso, el dispositivo quirúrgico incluye un conjunto
de lengüeta (272) de forma sustancialmente triangular que consiste
en unas patas de primer y segundo lados (274) y (276) y una pata
distal (278). La pata distal (278), que preferentemente no es
lineal de extremo a extremo y tiene aproximadamente de 10 a 12 cm
de longitud, incluye una primera y segunda partes lineales (280) y
(282) y una parte curvada (284) situada a mitad de distancia entre
los extremos. Esta configuración de lengüeta proporciona una fuerza
de resorte contra la superficie del cuerpo que se ha seleccionado
durante la utilización (tal como la pared del atrio en un proceso
cardíaco) y la curvatura en la pata distal (278) optimiza el
contacto entre el elemento operativo (252) y la superficie
seleccionada. El conjunto de lengüeta (272) se aplasta de la manera
mostrada en la figura 4 cuando el elemento tubular (264) es
colocado sobre la misma y volverá a la orientación mostrada en la
figura 3a cuando se retira dicho elemento tubular. El dispositivo
quirúrgico (270) incluye, también, un segundo mango (267).
Durante la utilización del dispositivo quirúrgico
a título de ejemplo mostrado en las figuras 1-4, el
mango (266) (figura 1) o (267) (figura 3a) es cogido por el médico
y se aplica una fuerza a través del vástago (254) y patas laterales
(258) y (260) (figura 1) o (274) y (276) (figura 3a) al elemento
anular (262) (figura 1) que soporta el elemento operativo, o bien a
la pata distal (278) (figura 3a). Por lo tanto, el vástago y las
patas laterales (incluyendo el área en la que se encuentran dichas
patas laterales) deben ser suficientemente resistentes para impedir
el colapso o aplastamiento cuando se aplica una fuerza. El hecho
que los presentes dispositivos no pasen a través de una ruta
vascular tortuosa hacia el lugar de interés, permite que las patas
del vástago y de la lengüeta sean más rígidas que un vástago de
catéter convencional. Ese aspecto de la invención es explicado más
adelante de manera más detallada. De manera alternativa, el vástago
(254) y las patas laterales (274) y (276) en la realización
mostrada en las figuras 3a y 4 se pueden configurar de manera tal
que se aplastan y forman un semicírculo con la pata distal (278)
cuando se aplica una fuerza al vástago (ver figura 3b). En este
caso, el elemento operativo debe ser ocultado de manera apropiada,
de una de las maneras que se describe más adelante, para limitar el
contacto del elemento operativo con la estructura corporal
deseada.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 5, un alambre de guía (286) puede ser utilizado para dirigir
y/o anclar la pata distal (278) del conjunto de lengüeta (272)
representado a título de ejemplo en un lugar de anclaje anatómico
(tal como las venas pulmonares mostradas en la figura 5). El
alambre de guía (286) pasa a través de un lumen del vástago (254).
El extremo distal del alambre de guía (286) pasa a través del lumen
(288) formado en una de las patas laterales (274) y (276) del
conjunto de la lengüeta, mientras que el extremo próximo está fijado
al mango (290). De manera alternativa, se pueden utilizar dos
alambres de guía (pasando cada uno de ellos por una de las patas
laterales) para anclar el conjunto de lengüeta (272) en dos lugares
de anclaje anatómicos. Ambos alambres se prolongarían en el mismo
mango.
Las realizaciones a título de ejemplo mostradas
en las figuras 1-5 pueden ser dispuestas sin el
elemento tubular (264). Estos dispositivos son especialmente útiles
en procesos quirúrgicos asociados con toracotomía o una estereotomía
media, en las que los conjuntos de las lengüetas se pueden aplastar
fácilmente y se pueden hacer avanzar al lugar deseado, o se pueden
hacer avanzar al lugar deseado sin ser aplastadas. En este caso,
los conjuntos de las lengüetas pueden ser maleables, en caso
deseado, en oposición a ser simplemente flexibles o curvables.
Haciendo referencia nuevamente a las figuras 6a y
6b, un endoscopio (292) puede pasar a través de un lumen de un
elemento tubular (264') que tiene un par de lúmenes.
Alternativamente, el vástago (254) y el endoscopio (292) pueden
pasar a través de un lumen común.
Los conjuntos de lengüetas mostrados en las
figuras 1-5 quedan realizados preferentemente a base
de un alambre inerte, elástico, tal como alambre de níquel titanio
(comercialmente designado material Nitinol) o acero inoxidable
17-7. No obstante, también se puede utilizar un
material plástico inerte y elástico, moldeado por inyección. El
alambre o plástico moldeado queda recubierto por un material
termoplástico o elastómero biocompatible adecuado, tal como PEBAX®
o Pellethane®. Preferentemente, las diferentes partes de los
conjuntos de la lengüeta comprenden tiras rectilíneas, delgadas, de
un material flexible o de un material plástico. Asimismo, se pueden
utilizar otras configuraciones en sección transversal y
longitudinal. Por ejemplo, las patas de la lengüeta pueden
disminuir en sección transversal en dirección distal, variando, por
ejemplo, el grosor o la anchura o diámetro (si es redondo), para
proporcionar rigidez variable según su longitud. También, se pueden
conseguir rigidez variable por cambios de composición del material
o por diferentes técnicas y proceso del material. Haciendo
referencia más específicamente a las realizaciones mostradas en las
figuras 3a-5, la pata distal (278) puede quedar
configurada de manera tal que la pata es plana en el extremo
distal, pero se hace más semicircular en sección transversal al
llevar dicha pata a mayor proximidad a efectos de producir el
perfil de rigidez e impedir movimiento lateral del conjunto de la
lengüeta. La curvatura de las patas de la lengüeta se puede variar
también, y los extremos laterales de la pata distal pueden ser
recortados a efectos de proporcionar una estabilidad lateral
mayor.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figuras 9a-9e, el conjunto de lengüeta de la
sonda mostrada en las figuras 3a y 4 se puede sustituir por un
conjunto de lengüeta curvada (300). En este caso, el conjunto de
lengüeta comprende un alambre plano inerte (302) (formado
preferentemente de Nitinol) que actúa como resorte, y una parte
externa (304) (preferentemente formada por PEBAX® o Pellethane®).
En su sección transversal, el alambre plano (302) tiene un lado
largo y un lado corto. Los lados cortos quedan dispuestos en planos
paralelos con respeto al plano mostrado en la figura 9d. Como tal,
el conjunto de lengüeta (300) se flexionará de la manera mostrada
en las figuras 9b y 9c, cuando las fuerzas "en plano" F se
aplican al conjunto de la lengüeta. Por el contrario, el conjunto
resistirá la curvatura cuando se aplican fuerzas "fuera del
plano" de la manera mostrada en la figura 9d. De este modo, se
utilizará para formar una lesión arqueada durante, por ejemplo, un
proceso en el que se forma una lesión alrededor de una vena
pulmonar.
Se debe observar en este caso que el alambre
(302) no tiene que ser rectangular ni en sección transversal como
se ha mostrado. Otras secciones transversales en las que la
longitud es superior a la anchura pueden ser también utilizadas. El
alambre (302) puede, también, ser realizado a partir de un material
maleable, tal como acero inoxidable parcial o totalmente recocido,
en vez del material en forma de resorte que se ha explicado
anteriormente. Las realizaciones maleables posibilitarán que el
operador ajuste la forma de la estructura de soporte del elemento
de ablación a estructuras anatómicas irregulares.
Tal como se ha mostrado en la figura 9f, el
conjunto de lengüeta a título de ejemplo (300') incluye un primer y
un segundo alambres de dirección (301a) y (301b) que están fijados
al alambre plano tipo resorte (302), por ejemplo, mediante
soldadura, engrapado mecánico o unión por adhesivo. Los extremos
próximos de los alambres de dirección (301a) y (301b) están
conectados operativamente al botón (303) en un mango (266')
mediante un alero (no mostrado). El mango (266') es sustancialmente
similar al mango (266) mostrado en la figura 1, excepto el botón
(303), el alero y la disposición para los alambres de dirección
(301a) y (301b). La rotación del botón (303) provocará que el
conjunto de la lengüeta se desplace de lado a lado, por ejemplo, de
la manera mostrada en la figura 9c. De este modo, además de
desplazar simplemente el mango, el médico será capaz de desplazar el
elemento operativo (252) dentro del cuerpo del paciente haciendo
girar el botón (303). Este movimiento es útil cuando el médico
intenta situar de manera precisa el elemento operativo dentro del
cuerpo del paciente y/o intenta controlar la fuerza de contacto
entre el elemento operativo y la superficie del tejido. Esto es
especialmente cierto cuando el mango y/o el vástago (254) no pueden
ser desplazados, debido a limitaciones anatómicas o quirúrgicas.
En la realización a título de ejemplo, los
alambres de dirección (301a) y (301b) están fijados aproximadamente
en el punto medio del bucle de alambre plano. Otras configuraciones
son también posibles, dependiendo de la configuración del bucle que
se desea después de girar el botón (303). Por ejemplo, un alambre
puede ser fijado más cerca de la parte superior del bucle que el
otro. La forma del alero también se puede variar. Explicaciones más
detalladas de la realización de alambre de dirección, si bien con
dispositivos de catéteres convencionales, se pueden encontrar en
las patentes U.S.A. de la misma solicitante actual N^{os}
5.195.968, 5.257.451 y 5.582.609.
El vástago (254) es preferentemente relativamente
rígido. Tal como se utiliza en esta descripción, los términos
"relativamente rígido" significa que el vástago (u otro
elemento estructural) es o bien rígido, o maleable, o algo flexible.
Un vástago rígido no se puede curvar. Un vástago maleable es un
vástago que puede ser doblado fácilmente por el médico, adoptando
la forma deseada sin recuperar la forma cuando queda liberado, de
manera que permanece con la misma forma durante el proceso
quirúrgico. Por lo tanto, la rigidez de un vástago maleable debe
ser suficientemente baja para permitir que el vástago sea curvado,
pero suficientemente elevada para resistir el curvado cuando las
fuerza asociadas a un proceso quirúrgico se aplican a dicho vástago.
Un vástago algo flexible se curvará y recuperará elásticamente
cuando se libera. No obstante, la fuerza recibida para doblar el
vástago debe ser sustancial. Los vástagos rígidos y algo flexibles
se forman preferentemente a partir de acero inoxidable, mientras
que los vástagos maleables se forman a partir de acero inoxidable
recocido.
Un método de cuantificar la flexibilidad de un
vástago es observar la flexión o deformación del vástago cuando un
extremo se encuentra fijo en voladizo y se ejerce una fuerza
perpendicular al eje longitudinal del vástago en un lugar situado
entre los extremos. Esta flexión (\sigma) se expresa de la forma
siguiente
\sigma =
WX^{2}
(3L-X)/6EI
en la
que:
W es la fuerza aplicada perpendicularmente a base
longitudinal del vástago,
L es la longitud del vástago,
X es la distancia entre el extremo fijo del
vástago y la fuerza aplicada,
E es el módulo de elasticidad, y
I es el momento de inercia del vástago.
Cuando la fuerza se aplica al extremo libre del
vástago, la flexión se puede expresar de la forma siguiente:
\sigma =
WL^{3}/3EI
suponiendo que W y L son iguales
cuando se comparan diferentes vástagos, los respectivos valores de
E e I determinarán en qué medida se curvarán los vástagos. En otras
palabras, la rigidez de un vástago es una función del producto de E
por I. Este producto se designa en esta descripción como "módulo
de curvado". E es una característica del material que forma el
eje o vástago, mientras que I es una función de la geometría del
vástago, grosor de la pared, etc. Por lo tanto, un vástago formado
a partir de un material relativamente blando puede tener el mismo
módulo de curvado que un vástago formado a partir de un material
relativamente duro, si el momento de inercia del vástago más blando
es suficientemente mayor que el del vástago más
duro.
Por ejemplo, un vástago relativamente rígido de
5,1 cm (2 pulgadas) (maleable o algo flexible) tendrá un módulo de
curvado mínimo aproximadamente de 28
N-cm^{2}(1 lb.-pulg.^{2}).
Preferentemente, un vástago relativamente rígido de 5,1 cm (2
pulg.) tendrá un módulo de curvado comprendido aproximadamente
entre 86 N-cm^{2}(3 lb.-pulg.^{2}) y
aproximadamente 1435 N-cm^{2}(50
lb.-pulg.^{2}). Por comparación, una pieza de 5,1 cm (2 pulgadas)
de un vástago de catéter convencional, que debe ser suficientemente
flexible para desplazarse a través de las venas, tiene de manera
típica un módulo de curvado comprendido aproximadamente entre 2,8
N-cm^{2}(0,1 lb.-pulg.^{2}) y
aproximadamente 8,6 N-cm^{2}(0,3
lb.-pulg.^{2}). Se debe observar que las gamas de módulo de
curvado que se han explicado están asociadas principalmente a
flexión inicial. En otras palabras, las gamas del módulo de curvado
se basan en la magnitud de la fuerza aplicada en el extremo libre
del eje longitudinal del vástago en forma de voladizo y
perpendicularmente al mismo, que se requiere para producir una
flexión de 2,5 cm (1 pulgada) desde una posición de reposo (es
decir, sin flexión).
Tal como se ha indicado anteriormente, la flexión
de un eje depende de la composición del eje, así como del momento de
inercia. El eje puede quedar realizado a base de un material
elástico, un material plástico, un material elastoplástico o una
combinación de los mismos. Al diseñar el vástago (254)
relativamente rígido (y preferentemente maleable), la herramienta
quirúrgica queda mejor adaptada para las limitaciones que se
encuentran durante el proceso quirúrgico. La fuerza requerida para
curvar un vástago relativamente rígido con la longitud de 5,1 cm (2
pulgadas) debe encontrarse en una gama aproximada de 6,7 N (1,5
lbs.) a aproximadamente 53,4 N (12 lbs.). A efectos de comparación,
la fuerza requerida para curvar una pieza de 5,1 cm (2 pulgadas) de
un vástago de catéter convencional debe encontrarse aproximadamente
entre 0,9 N (0,2 lb.) y 1,1 N (0,25 lb.). También en este caso, los
valores de las fuerzas se refieren a la magnitud de la fuerza,
aplicada en el extremo libre del eje longitudinal del vástago en
voladizo y perpendicularmente al mismo que se requiere para
producir una flexión de 2,5 cm (1 pulgada) desde una posición de
reposo (sin flexión).
Son preferibles los materiales dúctiles en muchas
aplicaciones, porque dichos materiales se pueden deformar
plásticamente antes de fallo por rotura. Los materiales se
clasifican como dúctiles o frágiles, basados en el porcentaje de
alargamiento cuando tiene lugar la rotura. Un material con más de un
5% de alargamiento antes de la rotura se considera en general
dúctil, mientras que un material con menos de 5% de alargamiento
antes de la rotura se considera en general frágil. La ductilidad
del material se puede basar en una comparación del área transversal
en la rotura con respecto al área transversal original. Esta
característica no depende de las características elásticas del
material.
De manera alternativa, el eje puede ser un
componente mecánico similar a un conducto protegido (funda con una
espiral metálica) o Loc-Line® flexible, que es un
conjunto lineal de enlaces de bola y alojamiento entrelazados que
pueden tener un lumen o cámara central. Estos se acharnelarían como
secciones segmentadas unidas linealmente para formar el eje.
El elemento tubular a título de ejemplo (264)
mostrado en las figuras 1-6b adopta,
preferentemente, la forma de una funda cilíndrica relativamente
delgada (por ejemplo, con un grosor aproximado de 1,2 mm (0,005
pulgadas)) y tiene un diámetro externo preferentemente menor de 46
mm (0,180 pulgadas). El material de la funda es preferentemente
lubrificante, para reducir la fricción durante el movimiento de la
funda con respecto al eje (254) y los conjuntos de lengüeta (256) y
(272). Por ejemplo, se pueden utilizar materiales realizados a
partir de politetrafluoroetileno (PTFE) para la funda. El extremo
distal de la funda debe ser relativamente flexible para impedir
daños. En caso necesario, se puede conseguir una rigidez adicional
en la parte restante de la funda recubriendo ésta con un material
con trenzado de recubrimiento con un material PEBAX®(que comprende
una amida bloque de polietel, relacionada con el nylon). Otros
compuestos realizados a partir de trenzado de PTFE con una capa
externa más rígida y otros materiales lubrificantes pueden ser
también utilizados.
De manera alternativa, el elemento tubular (264)
puede ser prácticamente rígido, estando formado por los materiales
descritos anteriormente con respecto al vástago o eje (254).
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 10a, una sonda quirúrgica (308) de acuerdo con otra
realización de esta invención comprende un vástago relativamente
rígido (310), un mango (312) y una sección distal (314). El vástago
(310) consiste en un tubo hipodérmico (316), que es rígido o
relativamente rígido, y un tubo de polímero externo (318) sobre
dicho tubo hipodérmico. Un tubo relativamente rígido maleable o
algo flexible, tendrá preferentemente un módulo de curvatura
comprendido aproximadamente entre 86 N-cm^{2} (3
lb.-pulg.^{2}) y aproximadamente 1435
N-cm^{2}(50 lb.-pulg.^{2}). El mango
(312) es similar al mango (266) explicada anteriormente, por el
hecho de que comprende un panel PC (320) para conectar los
elementos operativos en la parte distal de la sonda a una fuente de
potencia. El mango (312) consiste preferentemente en dos medios
mangos moldeados y está también dotado de un elemento de refuerzo
(322). Un elemento operativo (254) (en este caso, en forma de una
serie de elementos de electrodo (294)) está dispuesto en la sección
distal o alejada (314). Esta realización es particularmente útil
porque se puede insertar fácilmente en el cuerpo del paciente a
través de una abertura de introducción, tal como un trocar.
Un mango (312) mostrado en la figura 10a está
destinado a su utilización en una configuración de suministro de
potencia convencional en la que la transmisión de potencia desde un
generador RF (u otra fuente de energía) al electrodo (294) es
controlada por un interruptor de pelado. Tal como se ha mostrado a
título de ejemplo en la figura 10d, y de acuerdo con una
realización de la presente invención, se dispone un mango (312')
con un interruptor accionable manualmente de
marcha-paro (313). El interruptor de
marcha-paro (313) permite que el médico pueda
activar y desactivar selectivamente el suministro de energía de
ablación en RF (y otros tipos de potencia) al electrodo o
electrodos situados en la parte distal de la sonda.
Además del conmutador global de
marcha-paro (313), el mango (312'') mostrado en la
figura 10e a título de ejemplo comprende, también, una serie de
interruptores individuales de marcha-paro (315) para
cada uno de los electrodos. Los interruptores individuales de
marcha-paro (315) permiten al médico controlar
selectivamente el suministro de potencia a los electrodos
individuales. El mango a título de ejemplo (312''), que tiene siete
interruptores individuales marcha- paro (315), es utilizado
preferentemente en una sonda que tiene siete electrodos. En caso de
que, por ejemplo, el médico intente realizar la ablación de tejidos
solamente con tres de los electrodos, entonces los electrodos
escogidos pueden ser activados mediante los correspondientes
interruptores (315) antes de colocar el interruptor global
marcha-paro (313) en la posición "marcha".
Una serie de elementos indicadores (317) queda
también dispuesta sobre el mango a título de ejemplo (312'')
mostrado en la figura 10e. Preferentemente, existe un elemento
indicador (317) para cada uno de los interruptores de
marcha-paro (315). En la realización mostrada, los
elementos indicadores (317) adoptan formas de botones que quedan
levantados cuando se presiona un correspondiente interruptor de
marcha-paro (315). Esto proporciona al médico una
indicación de tacto y visual sobre el estado
marcha-paro de los interruptores (315). Los
elementos indicadores (317) pueden adoptar, también, la forma de
luces indicadoras. También se pueden utilizar para indicar la
situación de marcha-paro de los interruptores (315),
indicadores sonoros. Por ejemplo, un altavoz en el mango o el
dispositivo del suministro de potencia pueden ser utilizados para
indicar periódicamente cuál de los interruptores (315) se encuentra
en posición de "marcha".
De acuerdo con otro aspecto, una sonda puede ser
configurada de manera tal que el mango es reutilizable, y las partes
restantes del mango son eliminables o reutilizables separadamente.
Haciendo referencia nuevamente a las figura 10f y 10g, el mango a
título de ejemplo (312'') comprende un conector de tipo borde que
tiene una primera parte (319) en el mango y una segunda parte (321)
en la parte restante de la sonda. En la realización mostrada, la
parte restante es básicamente el eje (310) que, tal como se ha
descrito anteriormente, soporta una serie de elementos de electrodo
(no mostrados).
La primera y segunda partes del conector (319) y
(321) tienen elementos que acoplarán mecánicamente el mango a la
parte restante de la sonda, y liberarán los dos en el momento
deseado. La primera y segunda partes del conector conectarán
también cables de señales desde los electrodos (u otros elementos
operativos) y detectores de temperatura a la fuente de energía. Un
mecanismo de bloqueo (no mostrado) puede ser utilizado para
mantener la integridad de la conexión entre las dos partes del
conector. Un cable (323) pude quedar dispuesto para conectar el
mango a una fuente de energía.
Los mangos mostrados en las figuras
10e-10g pueden ser utilizados con cualquiera de las
sondas que se han dado a conocer y las características de dichos
mangos se pueden incorporar en cualquiera de las otros mangos que
se dan a conocer en esta descripción.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figuras 10h y 10i, y de acuerdo con una realización de la
presente invención, una unidad de control remoto (325) puede ser
utilizada conjuntamente con una sonda quirúrgica (308) o un catéter
(no mostrado). La unidad de potencia de control remoto (325)
comprende un cuerpo principal (327a) y una serie de interruptores
marcha-paro (327b). Preferentemente, existe un
interruptor de marcha-paro (327b) para cada uno de
los electrodos y en la realización mostrada hay siete electrodos y
siete interruptores marcha-paro. La unidad de
potencia con control remoto puede incluir, también, un interruptor
de potencial general de marcha-paro (no mostrado).
De manera alternativa, se puede disponer de un mando de pedal (no
mostrado) para llevar a cabo la misma
función.
función.
La dimensión y forma de la unidad de control
remoto de potencia (325) permiten su fácil sujeción en una mano por
el médico u otro integrante del equipo del quirófano.
Preferentemente, la unidad de control remoto de potencia (325) tiene
aproximadamente una longitud de 20,3 cm (8 pulgadas), alrededor de
3,8 cm (1,5 pulgadas) de anchura y aproximadamente 1,3 cm (0,5
pulgadas) de grosor. Desde luego, la dimensión y la forma se pueden
ajustar para adaptarse a las necesidades específicas.
La unidad de control remoto de potencia (325) se
puede utilizar conjuntamente con unidades de control de potencia
para electrofisiología convencionales, tales como las que se dan a
conocer en la patente U.S.A. Nº 5.545.193, que están conectadas a
una fuente de energía (tal como energía de ablación) y proporcionan
control individual del electrodo. Para facilitar dicha utilización,
el dispositivo de control remoto comprende un aparato de conexión
que, en la realización mostrada, consiste en un cable (329a) y un
conector (329b). El cable (329a) debe ser relativamente largo, es
decir, aproximadamente comprendido entre 1,8 m (6 pies) y 4,6 m (15
pies) de longitud, siendo, preferentemente, de 3 m (10 pies). El
aparato de conexión puede, también, adoptar forma de dispositivo
transmisor/receptor sin cables o cualquier otro dispositivo
apropiado. La sonda quirúrgica (308) está conectada, también, a la
unidad de control de potencia para electrofisiología. Cuando el
mando de pedal es utilizado es conectado, asimismo, a la unidad de
control de potencia para electrofisiología.
La unidad de control remoto de potencia (325)
indicada a título de ejemplo, comprende indicadores (333) en la
forma de la parte alejada o distal de la sonda quirúrgica, luces
indicadoras (335), y números que corresponden a los respectivos
electrodos de la sonda. La combinación de indicadores, luces y
números permite al médico determinar fácilmente cuáles son los
electrodos activados y los inactivados.
La sonda quirúrgica (308) (así como las otras
sondas que se dan a conocer en esta descripción) y la unidad de
control remoto de potencia (325) son esterilizables. Con este
objetivo, estos dispositivos son o bien completamente
estanqueizados de forma hermética o unas determinadas partes, tales
como las que comprenden componentes electrónicos, están
estanqueizadas. Los componentes que no están estanqueizados pueden
permitir la entrada de un gas esterilizante, tal como óxido de
etileno (EtO). Las sondas quirúrgicas y las unidades de control
remoto de potencia deben ser, también, resistentes a las
salpicaduras.
En los casos en los que se desea un eje (310)
maleable, el tubo hipodérmico (316) puede ser el tubo hipodérmico
maleable (316) tratado térmicamente, que se ha mostrado en las
figuras 10a, 12 y 13. Al tratar térmicamente de forma selectiva
ciertas partes del tubo hipodérmico, una sección del tubo
hipodérmico (preferentemente la sección distal) puede ser realizada
más maleable que la otra. Esto reducirá cualquier discontinuidad
entre la sección distal (314) y el eje (310) cuando la sección
distal es maleable.
Una serie de elementos detectores de temperatura
(tales como termopares, que no se han mostrado) pueden ser situados
sobre los bordes extremos longitudinales de los elementos de
electrodos (294), o se pueden encontrar entre ellos, o bien
situarse boca abajo o a tope con los mismos, en cualquiera de los
dispositivos que se dan a conocer en esta descripción a título de
ejemplo. Adicionalmente, se puede disponer un elemento detector de
la temperatura de referencia. Por ejemplo, un detector de
temperatura de referencia (324) puede quedar situado en el mango de
manera que la temperatura ambiente será utilizada como referencia,
tal como se ha mostrado en la figura 10a. El sensor de temperatura
de referencia podrá quedar dispuesto, alternativamente, en el
extremo o punto distal del dispositivo o cerca del mismo. Otra
alternativa consiste en utilizar un circuito eléctrico para su
funcionamiento como detector de temperatura de referencia. Un
sensor de temperatura de referencia puede también ser colocado
sobre el cuerpo del paciente o en el quirófano, y el médico puede
simplemente introducir la temperatura de referencia en el
dispositivo de control de potencia. Se debe observar que la
exactitud del sensor de temperatura de referencia es menos
importante en aplicaciones en las que el paciente se encuentra en
situación de bypass, porque los efectos del enfriamiento convectivo
de la sangre al pasar por los electrodos quedan sustancialmente
reducidos. Asimismo, los dispositivos quirúrgicos de la invención
proporcionan un mejor contacto con los tejidos que los dispositivos
convencionales basados en catéter, que proporcionan un control más
exacto de la temperatura.
La sección distal (314) puede ser o bien algo
flexible, por el hecho que se adaptará a una superficie contra la
cual es presionada y después recuperará su forma original cuando se
retire de dicha superficie, o bien, tal como se ha indicado
anteriormente, será maleable. Se prefiere un módulo de curvado
comprendido entre 86 N-cm^{2} (3 lb.-pulg.^{2})
y 1435 N-cm^{2} (50 lb.-pulg.^{2}). Tal como se
ha mostrado a título de ejemplo en la figura 11a, una sección
distal algo flexible (314) puede incluir un elemento de resorte
(330), que es preferentemente, o bien un resorte de alambre plano
macizo (tal como se ha mostrado), un alambre redondo, o un resorte
de alambre plano de tres hojas Nitinol, que está conectado al
extremo distal del tubo hipodérmico (316). Otros elementos de
resorte formados a partir de materiales tales como acero inoxidable
17-7 o el llamado "acero de carpintero",
pueden ser también utilizados. Una serie de conductores (332) y
(334) conectan los elementos electrodos (294) y los elementos
sensores de temperatura, respectivamente, al panel PC (320). El
elemento de resorte (330) y los conductores (332) y (334) quedan
comprendidos dentro de un cuerpo flexible (336), preferentemente
formado a partir de material PEBAX®, poliuretano, u otros
materiales adecuados. El elemento de resorte (330) puede ser también
pretensado, de manera que la punta distal es predoblada de modo
mostrado en la figura 10a. Asimismo, un manguito aislante (331)
puede ser colocado entre el elemento de resorte (330) y los
conductores (332) y (334).
En los casos en los que se desea una parte distal
maleable (314), el elemento de resorte (330) puede ser sustituido
por un mandrino (337) realizado a base de un material maleable
adecuado, tal como acero inoxidable recocido o cobre berilio, tal
como se muestra, por ejemplo, en la figura 11b. El mandrino quedará
idealmente fijado a la punta o extremo distal del dispositivo (por
ejemplo, por soldadura, soldadura por puntos o mediante adhesivos)
y pasará a través del eje al mango, al que también quedará fijado,
para asegurar una buena transmisión de par de fuerzas y estabilidad
de la punta y extremo distal. De manera alternativa, el mandrino
maleable puede ser fijado directamente dentro del extremo distal del
tubo hipodérmico (316) en el eje o puede ser fijado, por ejemplo,
por soldadura, soldadura por puntos o por adhesivos.
De manera alternativa, y tal como se ha mostrado
a título de ejemplo en la figura 11c, una ranura (339) puede quedar
constituida en el tubo hipodérmico (316'). El mandrino maleable
(337) es insertado en la ranura (339), y luego, es mantenido en su
lugar por las soldaduras por puntos (341) (mostradas), soldadura
blanda o adhesivo. La ranura (339) comprende una abertura (341) en
uno de sus extremos a través de la cual pasa el mandrino (337). La
ranura (339) puede incluir, también, otra abertura en el otro
extremo. La ranura (339) está situada con separación con respecto
al extremo próximo del tubo hipodérmico (316') para crear un
soporte adicional para el mandrino (337), cuando éste es curvado y
constituido en varias formas o estructuras. Al acortar la longitud
del mandrino (337) el par de fuerzas del conjunto distal conformado
se incrementa con respecto al que se ha descrito anteriormente, en
el que el mandrino está anclado dentro del mango.
La parte distal (314) puede quedar constituida
también por un tubo hipodérmico que es simplemente una continuación
del tubo hipodérmico (316) del vástago o eje. No obstante, el tubo
hipodérmico del extremo distal puede ser un elemento separado
conectado al tubo hipodérmico (316) del eje, si se desea que el tubo
hipodérmico del extremo distal tenga diferente rigidez (o capacidad
de doblado) que el tubo hipodérmico del eje.
El eje o vástago (310) puede tener una longitud
comprendida entre 10,2 cm y 45,7 cm (4 y 18 pulgadas) de longitud
y, preferentemente, de 15,2 a 20,3 cm (6 a 8 pulgadas). La parte
distal (314) puede tener una longitud de 2,5 cm a 25,4 cm (1 a 10
pulgadas) y es, preferentemente, de 5,1 a 7,6 cm (2 a 3 pulgadas).
Para facilitar la formación de lesiones continuas largas, la parte
distal (314) incluye preferentemente seis elementos de electrodo
(294) separados entre sí, que tienen aproximadamente 12 mm de
longitud. El número y longitud de los elementos de electrodo (294)
puede ser variado, desde luego, para adecuarse a aplicaciones
específicas.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figura 10b y 10c, la sección distal (314) puede quedar dotada de
un electrodo distal (o punta). Haciendo referencia en primer lugar
a la figura 10b, el electrodo distal (326) puede ser un electrodo
sólido con un orificio pasante para uno o varios detectores de
temperatura. Otro electrodo a título de ejemplo es el electrodo
envolvente (328) mostrado en la figura 10c, que podría tener,
asimismo, uno o varios detectores de temperatura en su interior. Los
electrodos distales tienen una serie de aplicaciones. Por ejemplo,
un electrodo distal puede ser arrastrado a lo largo de una
superficie anatómica para crear una lesión larga. El electrodo
distal o alejado puede ser también utilizado para establecer
contacto con lesiones (rectas o curvilíneas) creadas por los
elementos de electrodo (294) si como, por ejemplo, la sección
distal (314) no se adapta exactamente a la superficie anatómica, y
para continuar lesiones formadas por los elementos del electrodo.
El electrodo distal también puede ser utilizado para crear lesiones
en rebordes o crestas anatómicas agudas, de manera que la
integridad del dispositivo quirúrgico quedaría en compromiso si la
sección distal (314) fuera curvada para adaptarse a dicha zona de
reborde o
cresta.
cresta.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 13, una sonda quirúrgica a título de ejemplo (340) queda
dotada de un cable de tracción (342) que permite al médico ajustar
la curvatura de la parte distal (314) desde una situación de
ausencia de curva, hasta una curva ligera, una curva extrema o
incluso un lazo, en caso deseado. La parte alejada (344) del alambre
de tracción está conectada a la punta alejada o distal de la
sección distal (314). La parte distal del hilo de tracción entra en
el vástago en las proximidades de los electrodos de ablación, y la
parte próxima (346) sale a través de una abertura formada en el
mango (312). Sin embargo, para el hilo de tracción (342), la sonda
(340) es sustancialmente la misma que la sonda con punto de resorte
mostrada en las figuras 10a y 11a. De forma alternativa, la parte
próxima del hilo de tracción (342) puede quedar asociada con un
dispositivo de mango/botón, tal como se ha mostrado en la figura
9f.
Tal como se ha mostrado, por ejemplo, en las
figuras 14 y 15, una sonda quirúrgica (348) está dotada de una
estructura (350) del bucle distal o alejado que comprende un
elemento operativo (252) en forma de una serie de electrodos (294).
La estructura de bucle distal (350), que se extiende a través de la
abertura (352) de la funda (354), está conectada a un vástago o eje
(356). Dicho vástago está conectado, a su vez, al mango (312). La
parte próxima de la funda (354) comprende un mango (358) que
permite que la funda sea desplazada en alejamiento y en
aproximación. La rigidez de la estructura (350) del bucle es menor
que la de la funda (354). Como tal, cuando la funda (354) es
estirada en dirección próxima, la estructura del bucle (350) formará
un abombamiento hacia fuera de la abertura de la funda (352) del
modo mostrado en la figura 14. Cuando la funda (354) es devuelta a
su posición más alejada, la estructura del bucle (350) deslizará
hacia atrás pasando al interior de la funda de manera tal que ésta y
el bucle son coaxiales.
La estructura de bucle a título de ejemplo (350)
es similar a la parte distal (314) de la sonda mostrada en las
figuras 10a y 11a por el hecho de incluir un elemento de resorte
(no mostrado), tal como un resorte laminar o un resorte de alambre
plano (formado preferentemente a partir de Nitinol), que está
cubierto mediante un material flexible, tal como un tubo (359) de
PEBAX®. Además de permitir que la parte alejada (350) forme un
abombamiento hacia fuera, el elemento de resorte puede ser plano, de
manera que proporciona también elasticidad que ayuda a la parte
distal a adaptarse a la superficie anatómica de interés y a
provenir un "doblado fuera de plano".
En la realización a título de ejemplo mostrada en
las figuras 14 y 15, un conjunto de pivotamiento (360) queda
dispuesto en el extremo distal de la funda (354). El conjunto del
pivote (360) comprende un elemento de la base (362) y un elemento
de pivote (364), que está fijado al elemento de la base mediante un
pasador de pivotamiento (366). Haciendo referencia de manera más
específica a la figura 15, el elemento de pivotamiento (364) pivota
dentro de una ranura (368) constituida en el elemento de la base
(362). Las dimensiones y formas de la ranura (368), y la
localización del elemento de pivote (364) en la misma, se pueden
ajustar para ajustar la forma del bucle. Por ejemplo, la
localización del elemento de pivote (364) y la forma y dimensiones
de la ranura (368) se pueden variar de manera tal que el elemento
de pivote puede girar solamente 30, 60, 90 o 180º. No obstante, es
posible una rotación que llega a 270º. El elemento de pivote (364)
comprende un conector (372) (tal como el que se mostrado roscado o
con puntas) para fijar el extremo distal de la estructura de bucle
(350) al elemento de pivote.
La rigidez, maleabilidad o flexibilidad de la
sonda (348) puede ser conseguida en una serie de formas distintas.
Por ejemplo, la funda (354) puede quedar constituida a partir de un
tubo hipodérmico de acero inoxidable, un tubo hipodérmico de acero
inoxidable relativamente rígido y algo flexible, o bien un tubo
hipodérmico de acero inoxidable recocido, relativamente rígido y
maleable. De manera adicional o alternativa, el eje (356) puede ser
un tubo hipodérmico de acero inoxidable rígido (o algo flexible) o
un tubo hipodérmico de acero inoxidable recocido maleable. En
cualquiera de los casos, el extremo distal (374) del eje (356)
establecerá toque con la parte flexible de la estructura de bucle
(350). Otros materiales pueden ser utilizados, desde luego, en
lugar del acero inoxidable. Un tubo de plástico rígido de alta
dureza, por ejemplo, puede ser sustituto del tubo hipodérmico de
acero inoxidable en la funda o vástago.
Una vez que la funda (354) y el vástago (356) han
quedado posicionados uno con respecto a otro, de manera que se
produce el bucle deseado, la funda puede ser fijada al vástago
mediante un conector "touhy borst" (376) que está fijado al
extremo distal de la funda (354) entre el mango (358) y el mango
(312).
Una sonda de ablación (378) de acuerdo con otro
aspecto de la presente invención ha sido mostrada, por ejemplo, en
la figura 16. La sonda comprende un vástago (380) (similar a los
vástagos (254), (310) y (356) antes descritos) sobre la cual se han
montado uno o varios electrodos de ablación (294). Tal como se
describe en mayor detalle en la siguiente sección II, una protección
o pantalla (296) puede ser utilizada para controlar el foco de la
energía de ablación y/o impedir el enfriamiento por conducción
cuando la sonda se encuentra en el torrente sanguíneo. Se
suministra, también, un mango (266). El vástago (380) tiene
preferentemente y de forma aproximada, entre 10,1 y 40,6 cm (4 y 16
pulgadas) de longitud, entre aproximadamente 3 y 8 mm de diámetro.
Además, el vástago puede ser rígido o relativamente rígido y, en
caso de que sea relativamente rígido, puede ser maleable o algo
flexible. La sonda de ablación (378) puede ser utilizada para una
serie de procedimientos. Por ejemplo, el vástago puede ser
insertado dentro del corazón para llevar a cabo procesos de
ablación.
Haciendo referencia nuevamente a las figuras 34 y
35, una sonda (650) de aplicación de presión puede ser utilizada
para aplicar presión a la sección distal de una sonda, tal como la
sonda (308) mostrada en la figura 10a, o cualquier otro dispositivo
de soporte del elemento operativo. La aplicación de presión con la
sonda (650) puede mejorar el nivel de contacto entre los tejidos y,
por ejemplo, la sección distal (314) de la sonda (308). La sonda
(650) de aplicación de presión comprende una parte alargada (652)
del cuerpo principal y, como mínimo, un dispositivo de acoplamiento
(654). La sonda de aplicación de presión a título de ejemplo
mostrada en las figuras 34 y 35 comprende, también, un segundo
dispositivo de acoplamiento (658). Tal como se explica a
continuación de manera detallada, el segundo dispositivo de
acoplamiento (658) tiene una forma ligeramente distinta que el
dispositivo de acoplamiento (654).
La parte (652) del cuerpo principal es
preferentemente y de modo alternativo, rígida, maleable o algo
flexible y con una longitud aproximada de 10,2 a 45,7 cm (4 a 18
pulgadas aproximadamente), si bien la longitud se puede ajustar para
adaptarse a aplicaciones específicas. Cuando se desea una parte
principal del cuerpo de tipo maleable, la parte principal del
cuerpo (652) puede quedar formada del modo que se ha descrito
anteriormente con respecto al eje (254), y consiste preferentemente
en una varilla o tubo de un metal blando, o una varilla o tubo de
un material plástico curable. Por ejemplo, el eje (254) puede quedar
formado a partir de una varilla o tubo de níquel titanio, que es
dúctil a temperatura ambiente y que se endereza a temperaturas
elevadas, tales como las utilizadas durante la esterilización de
autoclave. Con independencia de la rigidez, la superficie externa
de la parte principal (652) del cuerpo se debe cubrir con material
aislante, tal como PEBAX® o uretano. El dispositivo de acoplamiento
(654) está formado preferentemente a partir de un material
aislante, tal como policarbonato, uretano, termoplástico relleno de
fibra de vidrio o ABS.
El dispositivo de acoplamiento puede tener
cualquiera de una serie de configuraciones distintas. En la
realización a título de ejemplo mostrada en las figuras 34 y 35,
los dispositivos de acoplamiento (654) y (658) tienen en general
una forma de C, con un dispositivo de acoplamiento (658) que tiene
una forma más abierta. En su utilización, la forma de C ayuda a
mantener los dispositivos de acoplamiento en la localización
deseada sobre la parte distal de la sonda quirúrgica (308), de
manera que se puede aplicar presión a la localización deseada. La
forma abierta del dispositivo de acoplamiento (658) permite que el
dispositivo de acoplamiento sea reposicionado fácilmente a lo largo
de la parte distal de la sonda quirúrgica sin alterar la posición de
la sonda quirúrgica con respecto a los tejidos.
El dispositivo (654) de acoplamiento en forma de
C puede ser acoplado a la sección distal (314) de la sonda (308)
tal como se ha mostrado en la figura 34, o cualquier otra sonda por
inserción de la punta distal de la sonda a través de la abertura
(656) o por acoplamiento a presión del dispositivo de acoplamiento
(654) sobre la sección distal. Cuando se desea hacer un acoplamiento
a presión, el dispositivo de acoplamiento debe ser algo flexible.
Esta disposición permite que la sonda (650) de aplicación de
presión pueda girar con respecto a la sonda (308) cuando las dos se
encuentran acopladas. Como resultado, la sonda (650) de aplicación
de presión puede ser reorientada sin mover la sonda (308). La sonda
de aplicación de presión (650) puede ser también utilizada para
desplazar la sonda (308) dentro del cuerpo del paciente cuando las
dos se encuentran en contacto.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 36, una sonda (660) de aplicación de presión, a título de
ejemplo, queda dotada de un dispositivo de acoplamiento (662) que
tiene un perfil relativamente estrecho. El perfil estrecho permite
que la sonda (660) establezca contacto con la sección distal del
dispositivo de soporte del elemento operativo, tal como la sección
distal (314) de la sonda (308), incluso en el caso en el que los
dos dispositivos estén orientados formando un ángulo notable entre
sí. Desde luego, el dispositivo de acoplamiento no queda limitado a
las formas mostradas en las figuras 34-36. Cualquier
forma capaz de acoplarse con la parte distal de una sonda podrá ser
utilizada.
Si bien no existe limitación en cuanto a esta
utilización, las sondas de aplicación de presión mostradas en las
figuras 34-36 son especialmente útiles en
procedimientos toroscópicos. En este caso, la sonda de aplicación de
presión puede ser insertada en el cuerpo del paciente a través de
una abertura, mientras que la sonda de soporte del electrodo es
insertada a través de otra abertura y es conectada a la sonda de
aplicación de presión.
Otro dispositivo que puede ser utilizado
conjuntamente con sondas, tales como la sonda (308) mostrada en la
figura 10a, se ha mostrado, por ejemplo, en la figura 37. El
dispositivo de acoplamiento (664), a título de ejemplo, comprende un
elemento de base (666), un dispositivo general de acoplamiento en
forma de C (668) (similar al que se ha descrito anteriormente) y,
en la realización mostrada, un elemento de conexión (670). El
elemento de la base (666) y el dispositivo de acoplamiento (668)
pueden estar, asimismo, conectados directamente entre sí.
El dispositivo de acoplamiento (664) tiene una
amplia gama de utilizaciones. Por ejemplo, el dispositivo de
acoplamiento puede formar parte de una sonda de aplicación de
presión (672), tal como se ha mostrado en la figura 38. Otra
utilización, a título de ejemplo, del dispositivo de acoplamiento
(664) es la que se ha mostrado en la figura 39. En este caso, el
dispositivo de acoplamiento (664) está situado sobre una sonda, tal
como la sonda (308), que se utiliza para formar un bucle distal. El
dispositivo de acoplamiento puede quedar situado en diferentes
puntos según la longitud de la sonda y dispuesto en diferentes
orientaciones de rotación con respecto a la sonda (obsérvense las
flechas (674a) y (674b)), a efectos de controlar la forma del
bucle. Con este objetivo, el elemento de base (666) y una parte de
la sección distal (314) pueden incluir juegos respectivos de
dientes que permiten que la orientación rotativa del dispositivo de
acoplamiento (664) se fije con respecto a la sonda (308). Observar
los dientes (676) en la figura 40.
A efectos de incrementar el número de
aplicaciones de dispositivos de acoplamiento, el elemento de
conexión (670) puede estar configurado de muchas maneras. Por
ejemplo, el elemento de conexión (670) puede ser rígido, flexible,
algo flexible, o maleable. El elemento de conexión (670) puede
adoptar, también, la forma de una charnela o pivote. El elemento de
base (666) y el dispositivo de acoplamiento (668) pueden también
quedar fijados en diferentes ángulos entre sí (observar por ejemplo
la figura 38).
En las realizaciones a título de ejemplo
mostradas en las figuras 1-16, el elemento
operativo (252) está constituido por una serie de elementos de
electrodo (294). Los elementos de electrodo (294) pueden servir para
una amplia variedad de finalidades distintas. Los elementos
operativos (252) pueden ser, también, lúmenes para ablación
química, dispositivos láser, transductores ultrasónicos, electrodos
de microondas, y alambres calientes de corriente continua.
En las realizaciones que se han mostrado, la
utilización principal de los elementos de electrodo es la de
transmitir energía, y más particularmente, energía RF para la
ablación de tejidos cardíacos. No obstante, los elementos de
electrodo pueden ser utilizados también para detectar eventos
eléctricos en los tejidos cardíacos. De manera alternativa o
adicional, los elementos de electrodo pueden servir para transmitir
impulsos eléctricos para medir la impedancia de los tejidos
cardíacos, para temporizar los tejidos cardíacos, o para evaluar el
contacto de los tejidos utilizando técnicas convencionales de
temporización y de detección. Una vez que el médico establece
contacto con los tejidos en la región cardíaca deseada, el médico
aplica energía de ablación a los elementos del electrodo.
En las realizaciones a título de ejemplo
mostradas en las figuras 1-16, los elementos de
electrodo (294) están acoplados eléctricamente a conductores
individuales (ver numeral de referencia (295) en las figuras 8b y
9e, y el numeral (332) en las figuras 11a, 11b y 12) para conducir
la energía de ablación a los mismos. Los conductores se hacen pasar
de manera convencional a través de un lumen que se extiende a través
de una de las patas de la lengüeta y el vástago (254) hacia un
panel PC en el mango (266), en el que se acoplan eléctricamente a
un conector (296) que está alojado en una abertura (298) (ver
figura 1). El conector (296) se enchufa en una fuente de energía RF
de ablación. Una serie de elementos detectores de temperatura (no
mostrados), tales como termopares o termistores, pueden quedar
dispuestos en los conjuntos de lengüetas que se han mostrado. Estos
elementos detectores de temperatura pueden ser situados sobre, por
debajo, o a tope en los bordes longitudinales extremos de los
elementos de electrodo (294), o entre éstos. A efectos de control
de temperatura, se transmiten señales desde los elementos
detectores de temperatura a la fuente de energía de ablación
mediante conductores (ver numeral de referencia (297) en las figuras
8b y 9e, y el numeral de referencia (334) en las figuras 11a, 11b y
12) que están también conectados al panel PC. Elementos detectores
de temperatura adecuados y controladores que controlan la potencia
hacia un electrodo, basándose en la temperatura detectada, se dan a
conocer en las patentes U.S.A. N^{os} 5.456.682 y 5.582.609. Los
respectivos números de conductores dependerán, desde luego, del
número de detectores y de electrodos utilizados en una aplicación
específica. Un sistema de control de temperatura adecuado es el que
se describe a continuación, haciendo referencia a las figuras
28-31.
Los elementos de electrodos pueden ser montados
de diferentes maneras. Por ejemplo, pueden comprender múltiples
elementos electrodos de estructura general rígida, dispuestos en
una relación segmentada, con separación entre sí. Los electrodos
segmentados pueden comprender cada uno de ellos anillos macizos de
un material conductor, tal como platino, constituyendo un montaje
con interferencia alrededor del elemento anular de la lengüeta. De
manera alternativa, los segmentos del electrodo pueden comprender
un material conductor, tal como platino-iridio u
oro, aplicado como recubrimiento sobre el dispositivo, utilizando
técnicas de recubrimiento convencionales o un proceso de depósito
mediante haz de iones (IBAD). Para conseguir una mejor adherencia,
se puede aplicar un recubrimiento inferior de níquel o titanio. Los
electrodos pueden adoptar, también, forma de cintas
helicoidales.
De manera alternativa, los elementos del
electrodo pueden comprender tramos separados entre sí de bobinas en
espiral, arrolladas con gran proximidad, sobre el dispositivo para
formar un conjunto de elementos de electrodos de características
generales flexibles. Las bobinas están realizadas a base de un
material eléctricamente conductor, tal como una aleación de cobre,
platino o acero inoxidable, o compuestos, tales como tubos con un
relleno interno (por ejemplo, un núcleo de cobre con una camisa o
envolvente de platino). El material eléctricamente conductor de las
bobinas puede estar recubierto, además, con
platino-iridio u oro para mejorar sus
características de conducción y biocompatibilidad.
Se pueden formar elementos de electrodos con un
compuesto conductor de tinta que es aplicado por impresión sobre un
cuerpo tubular no conductor. Un compuesto de tinta conductora
preferente es un adhesivo flexible basado en plata de tinta
conductora (aglomerante de poliuretano), no obstante, se pueden
utilizar también para formar electrodos otras tintas conductoras
adhesivas basadas en metales, tales como basadas en platino, en
oro, en cobre, etc. Estas tintas son más flexibles que las tintas
basadas en compuestos epoxi.
Tal como se ha mostrado, por ejemplo, en la
figura 7, los elementos de electrodo pueden incluir, también, un
recubrimiento de material poroso (299), que transmite energía de
ablación a través de un medio iónico electrificado. Por ejemplo,
tal como se da a conocer en la Patente USA Nº 5.991.650, se pueden
recubrir elementos de electrodos y elementos detectores de
temperatura con celulosa regenerada, hidrogel o plástico, con
componentes eléctricamente conductores. Con respecto a la celulosa
regenerada, el recubrimiento actúa como barrera mecánica entre los
componentes del dispositivo quirúrgico, tales como electrodos,
impidiendo la entrada de células de sangre, agentes infecciosos,
tales como virus y bacterias, y moléculas biológicas grandes, tales
como proteínas, proporcionando simultáneamente contacto eléctrico
con el cuerpo humano. El recubrimiento de celulosa regenerada actúa
también como barrera biocompatible entre los componentes del
dispositivo y el cuerpo humano, de manera que los componentes se
pueden realizar a partir de materiales que son algo tóxicos (tales
como plata o cobre).
Para aplicaciones en las que el electrodo de
ablación se encuentra en contacto con la sangre circulante, así
como los tejidos, tales como cuando el paciente no se encuentra en
un bypass, el recubrimiento de electrodos con celulosa regenerada
disminuye el efecto de enfriamiento por convección del electrodo
dado que la celulosa regenerada es un mal conductor térmico en
comparación con un metal. Así pues, el efecto de refrigeración por
convección por la sangre circulante por delante de los electrodos
recubiertos con celulosa regenerada queda reducido. Esto proporciona
un mejor control para un proceso de generación de lesiones porque la
temperatura más elevada de los tejidos se encuentra en las
proximidades del electrodo de ablación.
Además, el recubrimiento de celulosa regenerada
disminuye los efectos secundarios atribuidos al suministro de
energía RF a un electrodo que tiene una transmisión brusca entre el
electrodo de conducción y el material aislante. La densidad de
corriente a lo largo del electrodo y la densidad de potencia dentro
de los tejidos son más uniformes, lo que reduce la incidencia y
severidad de las quemaduras y/o formación de coágulos. Una densidad
de corriente más uniforme a lo largo del eje del dispositivo
resulta, también, en una distribución de temperatura más uniforme
en el electrodo, lo cual reduce la exigencia de colocaciones
precisas de los sensores de temperatura en los electrodos de
ablación. Adicionalmente, al recubrir el dispositivo con celulosa
regenerada para crear la superficie externa, se pueden utilizar
métodos menos engorrosos para la formación de electrodos y unión de
conductores a las superficies del electrodo.
Durante el proceso de recubrimiento, un
dispositivo, tal como uno de los conjuntos de lengüeta distal antes
descritos, está recubierto con una solución de viscosa. La solución
de viscosa es preferentemente xantato de celulosa, que es una forma
de derivado de celulosa solubilizado que está disuelto en una
solución de hidróxido sódico. La solución de viscosa es aplicada por
inmersión en el conjunto del extremo distal, que incluye los
electrodos, conductores de señales, detectores de temperatura, etc.
El dispositivo dotado de recubrimiento es regenerado, a
continuación, al establecer contacto con un ácido, tal como ácido
sulfúrico, que convierte el xantato nuevamente en una estructura de
celulosa. El término "celulosa regenerada" se refiere a
celulosa que ha sido convertida de un derivado de celulosa
solubilizado nuevamente en una estructura de celulosa pura. Este
proceso de regeneración crea microporos de tamaño suficientemente
grande en el recubrimiento que permiten un transporte iónico
suficientemente reducido para impedir la entrada de células de
sangre, agentes infecciosos, tales como virus y bacterias, y
moléculas biológicas grandes, tales como proteínas.
Una vez que la celulosa ha sido regenerada, es
lavada con agua para eliminar residuos de ácido y compuestos de
azufre. Un agente oxidante (blanqueante, etc.) puede ser añadido al
agua de lavado para acelerar la eliminación de compuestos de
azufre. Después de haber regenerado la celulosa, se somete a curado
completo en una cámara ambiental con humedad reducida.
Posteriormente, es preferible hacer la celulosa regenerada flexible
en estado seco, y para conseguirlo, se reintroduce humedad en el
material de recubrimiento de celulosa ajustando la cámara ambiental
a una humedad más elevada. De manera alternativa, una pequeña
cantidad de un material, tal como glicerol, se puede aplicar al
recubrimiento y la naturaleza hidroscópica del glicerol hidratará el
recubrimiento de celulosa creando suficiente flexibilidad. Un rango
de grosor global para los recubrimientos de celulosa regenerada
operativos queda comprendido de 0,25 mm a 3,8 mm (0,001 pulgadas a
0,015 pulgadas), con una gama de grosores preferente de 0,25 mm a
0,76 mm (0,001 a 0,003 pulgadas); y siendo el espesor preferente
aproximadamente de 0,51 mm (0,002 pulgadas).
Se podrían utilizar otros materiales distintos a
la celulosa regenerada que tienen robustez mecánica y
características adecuadas para el material de recubrimiento.
Podrían ser efectivos materiales hidrofílicos que tienen tamaños de
poros efectivos de 500 a 500.000 Daltons, con una porosidad de
1-10% y que son biocompatibles. Algunos de tipos de
hidrogeles, tales como los utilizados para lentes de contacto de un
solo uso, son materiales apropiados. También se pueden utilizar
materiales plásticos que tienen aditivos para transformarlos en
semiconductores. El plástico cargado debería tener una resistencia
dentro de un rango aproximado de 200-2.000
ohm-cm, y debería ser aplicable en películas muy
delgadas al dispositivo.
El grosor del recubrimiento de celulosa es
controlado por la viscosidad de la solución de recubrimiento y la
velocidad de inmersión, y se puede conseguir una viscosidad
distinta de la solución de recubrimiento al diluirla con una
solución de hidróxido sódico. Se puede conseguir un grosor variable
de paredes al variar la velocidad de extracción durante el proceso
de inmersión. Cuanto menor es la velocidad de extracción, más
delgado es el grosor de las paredes, y cuanto más rápida es la
velocidad de extracción mayor, es el grosor de las paredes. También
se puede obtener un grosor de pared de recubrimiento incrementado
mediante múltiples capas de recubrimiento. Para asegurar una
laminación apropiada entre dichas capas, cada una de las capas es
coagulada con una solución de sal (sulfato sódico, etc.) antes de
aplicar otra capa. Además, también se puede utilizar la
pulverización y coextrusión de la solución de viscosa sobre los
electrodos y la sección distal, para conseguir un grosor de paredes
variable del recubrimiento de celulosa.
En otro método para el recubrimiento del conjunto
de electrodo distal, se crea sobre un mandrino una envolvente
tubular de celulosa regenerada. La envolvente de celulosa
regenerada es introducida, a continuación, en el conjunto
distal.
El recubrimiento de celulosa regenerada también
puede aplicarse sobre un elemento de electrodo "húmedo". La
humedad del elemento de electrodo húmedo impide que los elementos
de electrodo se puedan pegar a los tejidos durante el proceso de
ablación. Se forma un electrodo húmedo mediante un material que
tiene una elevada capacidad de absorción de líquidos, tal como un
material esponjoso de celdas abiertas, hidrogel o una tela. De
manera alternativa, el recubrimiento de celulosa regenerada puede
encontrarse simplemente húmedo antes del proceso, tal como un
proceso de ablación.
Los elementos de electrodos pueden ser accionados
de forma unipolar, en la que la energía de ablación emitida por los
elementos de electrodo es devuelta a través de un electrodo de tipo
parche indiferente (no mostrado) fijado exteriormente a la piel del
paciente. De manera alternativa, los elementos pueden ser
accionados en modalidad bipolar, en la que la energía de ablación
emitida por uno o varios elementos de electrodos es devuelta
mediante otros elementos de electrodo. La magnitud de potencia
requerida para la ablación de tejidos está comprendida entre 5 a
150 W.
Los elementos de electrodo tienen preferentemente
de 4 mm a 20 mm de longitud. Resultan modelos o dibujos de lesiones
de tipo continuo uniformemente cuando los elementos de electrodos
adyacentes están separados como máximo en 2,5 veces el diámetro del
segmento de electrodo. Otros detalles para la formación de modelos
de lesiones continuas, largas y delgadas se encuentran en la
publicación PCT Nº WO 95/10318, titulada "Systems and Methods for
Forming Elongated Lesion Patterns in Body Tissue Using Straight or
Curvilinear Electrode Elements." ("Sistemas y métodos para la
formación de modelos de lesiones alargadas en tejidos corporales
utilizando elementos de electrodos rectos o curvilíneos."). Se
pueden utilizar un dimensionado y separación similares conjuntamente
con las otras realizaciones mostradas.
Utilizando segmentos de electrodos rígidos, la
longitud de cada segmento de electrodo puede variar de unos 2 mm a
unos 10 mm. Utilizando múltiples segmentos de electrodos rígidos
con una longitud superior aproximadamente de 10 mm cada uno de
ellos, se tiene un efecto adverso en la flexibilidad global del
elemento. De modo general, se puede indicar que segmentos de
electrodos rígidos adyacentes con longitudes menores de unos 2 mm
no forman de manera continuada los modelos de lesiones continuas
deseados.
Cuando se utilizan segmentos de electrodos
flexibles, se pueden utilizar segmentos de electrodos con una
longitud superior a unos 10 mm. Los segmentos de electrodos
flexibles pueden tener una longitud de unos 50 mm. En el caso
deseado, la estructura de electrodos flexibles se puede prolongar de
manera ininterrumpida según toda la longitud de la lengüeta de
soporte.
En las realizaciones mostradas a título de
ejemplo en las figuras 1-6a, 7,
9a-f, 10, 13 y 14, los elementos de electrodos no
están ocultos. Dichas realizaciones son particularmente útiles
cuando se encuentra presente poco o ningún fluido, tal como el caso
en el que el corazón se encuentra en bypass y no hay flujo de
sangre dentro del corazón. En este caso, el aire actúa como un
aislante y produce solamente efectos de refrigeración por
convección moderados, en comparación con un torrente sanguíneo
circulante que tiene un mayor coeficiente de convección que aire
virtualmente estático. La transmisión de energía se encuentra, por
lo tanto, esencialmente limitada a la energía RF transmitida desde
la parte de la superficie del electrodo que se encuentra en
contacto con los tejidos a un electrodo de masa u otro electrodo
dentro del grupo de los elementos de electrodo. La impedancia
global del sistema aumentará (en comparación con la situación en la
que la sangre se encuentra presente) debido al área superficial
efectiva más reducida entre el electrodo y los tejidos.
Ambas condiciones, es decir, la energía RF
concentrada y baja disipación de calor en el aire, tendrán su
impacto en la ablación porque resultan en una mayor densidad de
corriente con elevado depósito local de calor sin la reducción de
calor que proporciona la refrigeración por convección. Cuando se
crean lesiones grandes con un catéter convencional, se pueden crear
carbonizaciones al arrastrar la punta, a causa de la elevada
densidad de corriente y una dificultad de control de la temperatura
de los tejidos y de control de la potencia que son inherentes al
proceso de arrastre. La presente invención, no obstante, puede
aprovechar la ventaja de una elevada densidad de corriente porque
los electrodos no son arrastrados. Por ejemplo, se puede utilizar
una serie de electrodos para la ablación simultánea dado que el
área superficial efectiva (contacto de tejidos) entre la totalidad
de los elementos de ablación es más reducida y los efectos de la
refrigeración convectiva son reducidos, en comparación con
situaciones en las que la sangre se encuentra presente. Esto reduce
las exigencias de potencia del sistema. Además, al utilizar
electrodos con una masa térmica más reducida (en comparación con un
electrodo con punta convencional sólida), se retendrá una cantidad
menor de calor por el electrodo y se puede conseguir una mejor
detección de la temperatura en la superficie de los tejidos. Esto
acelerará la creación de lesiones y posibilitará un mejor control
de la creación de lesiones.
También se debe observar que la ocultación o
enmascarado que se describe en la sección siguiente puede ser útil
durante el bypass, porque los tejidos pueden disponerse
parcialmente de forma envolvente alrededor de los electrodos cuando
el extremo distal del dispositivo es presionado contra los tejidos.
Esta ocultación o enmascarado puede ser también utilizado para
controlar el grosor de las lesiones.
En los casos en los que el paciente no se
encuentra en bypass y la sangre fluye por delante de los
electrodos, o en otras situaciones en las que se dispone de fluyo
de fluido, la parte de los elementos de los electrodos (u otros
elementos operativos) no destinados a establecer contacto con los
tejidos se puede ocultar por una variedad de técnicas con un
material que es preferentemente eléctrica y térmicamente aislante.
Por ejemplo, una capa de adhesivo UV (u otro adhesivo) puede ser
aplicado por pintado sobre partes preseleccionadas de los elementos
de electrodos para aislar las partes de los elementos no destinados
a establecer contacto con los tejidos. De manera alternativa, una
funda ranurada pueda quedar dispuesta sobre la parte de los
elementos de electrodos no destinada a establecer contacto con los
tejidos. También, se pueden implementar técnicas de depósito para
posicionar una superficie conductora solamente sobre las partes del
conjunto de la lengüeta a establecer contacto con los tejidos. Se
puede constituir un recubrimiento al sumergir elementos de
electrodo en politetrafluoroetileno (PTFE).
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 8a, una capa de polímero (296) puede ser aplicada
térmicamente por fusión sobre los electrodos (294) para ocultar las
partes deseadas de los electrodos. La capa impide la transmisión de
energía de ablación directamente al torrente sanguíneo, y dirige la
energía de ablación aplicada directamente hacia los tejidos y hacia
adentro de los mismos.
A continuación, se explicará un proceso a título
de ejemplo para utilizar la capa de polímero. Un segmento de un
tubo que constituye el vástago es cortado con la suficiente
longitud para cubrir los electrodos deseados, y a continuación, es
dividido en mitades (u otro ángulo deseado) a lo largo del eje. Una
mitad es colocada sobre la sección distal montada, de manera que
cubre el lateral de los electrodos que se tienen que ocultar. Una
pieza de tubo de retracción polímera, preferentemente
RNF-100 o LDPE irradiado, es cuidadosamente colocada
por deslizamiento sobre el extremo distal del catéter, de manera
que del tubo de enmascarado no es desplazado de su colocación sobre
los electrodos y de manera que termina aproximadamente 2 cm más allá
del extremo del medio tubo. El extremo distal es calentado, a
continuación, en una fuente de calor controlada aproximadamente a
una temperatura de 204ºC (400ºF), de manera que el tubo de
enmascarado o de ocultación se fusiona con el tubo de vástago
distal según su longitud, y de manera que todos sus bordes quedan
bien fusionados en el tubo que constituye el vástago, pero no están
fusionados de manera excesiva de forma que los electrodos
recubiertos puedan realizar una acción de punzonado. Finalmente, el
tubo de retracción de polímero es partido en un extremo y el
conjunto es calentado aproximadamente a 107ºC (225ºF), mientras el
tubo de retracción de polímero es separado lentamente por pelado
con respecto al vástago del catéter unido por fusión.
De manera adicional, tal como se ha mostrado en
la figura 8b, la forma de un electrodo (294') puede ser tal que el
material metálico de la zona que no está destinada a establecer
contacto con los tejidos es eliminado.
Las técnicas de ocultación o enmascarado que se
han descrito en los párrafos anteriores mejoran la eficacia, por
ejemplo, de un proceso de ablación al disminuir el área superficial
de los electrodos y, por lo tanto, la energía requerida para el
calentamiento de los tejidos. El enmascarado u ocultación se puede
utilizar para formar un electrodo estrecho que es deseable en
algunos casos, incluso cuando el paciente se encuentra en un
bypass. Los efectos de refrigeración por convección del flujo de la
sangre junto al electrodo se reducen asimismo. Además, se impide la
transmisión de energía RF a partes anatómicas no previstas. Esto es
especialmente importante en aplicaciones de epicardio cuando los
elementos de electrodo de ablación pueden ser abrazados en forma de
sándwich entre múltiples partes anatómicas, incluyendo, por ejemplo,
la aorta y arterias pulmonares. Las técnicas de ocultación
concentran, también, la aplicación de energía de ablación para
ayudar el control de características de la lesión.
Las realizaciones de la presente invención
descritas anteriormente (principalmente las explicadas con respecto
a las figuras 10a-14) se pueden utilizar en una
serie de procesos de epicardio. Uno de dichos procedimientos es un
proceso de ablación tipo laberinto para impedir la fibrilación del
atrio. Una toracostomía, que es un proceso quirúrgico menos
invasivo que una toracotomía o estereotomía media, puede ser
utilizado para conseguir acceso al atrio. En este caso, se crean
incisiones relativamente pequeñas en el espacio intercostal. En cada
una de las incisiones, se puede utilizar un trocar para
proporcionar una abertura de acceso a la cavidad torácica. Estas
aberturas pueden ser utilizadas para visualización con cámaras de
fibra óptica, ultrasonidos u otros dispositivos de visualización,
así como para dispositivos quirúrgicos que provocan la ablación de
tejidos. Los dispositivos quirúrgicos pueden ser, por ejemplo,
insertados a través de las aberturas situadas en el lado izquierdo
del paciente que proporcionan acceso directo al atrio izquierdo.
Los dispositivos pueden ser utilizados entonces para crear lesiones
largas, delgadas, curvilíneas o lesiones anulares sobre la
superficie del epicardio. En caso necesario, los lóbulos pulmonares
se pueden refraccionar durante el proceso, insertando un tubo
endotraqueal que efectúa el hinchado del pulmón derecho solamente.
El pulmón izquierdo se aplastará cuando se abre el pecho.
Se presentan, asimismo, frecuentes sustratos de
fibrilación del atrio en zonas próximas a las venas pulmonares. Se
pueden crear lesiones en la superficie del epicardio alrededor de
las venas pulmonares o entre dichas venas pulmonares. No obstante,
se presenta una cierta dificultad asociada con el acceso al
epicardio debido a la presencia de depósitos de grasas en la zona
de la vena pulmonar. Los dispositivos descritos anteriormente
pueden crear lesiones en la superficie del epicardio en las
proximidades de las venas pulmonares porque pueden penetrar a través
de depósitos de grasa ejerciendo suficiente fuerza contra la
superficie del epicardio para comprimir las grasas restantes en un
grado tal que los electrodos de ablación establecen contacto con el
epicardio. No obstante, es muy difícil conseguir un contacto
adecuado entre los tejidos y los electrodos. Por lo tanto, es
preferible llevar a cabo la ablación de endocardio alrededor de las
venas pulmonares o entre las mismas, del modo que se describe
más
adelante.
adelante.
Las realizaciones de la presente invención
descritas anteriormente pueden ser utilizadas en una serie de
procesos de endocardio. Para crear lesiones en la superficie del
endocardio, se debe conseguir acceso al interior del atrio
izquierdo. Para obtener acceso toratoscópico al atrio izquierdo
mediante toracostomía, se puede insertar una cánula a través del
apéndice del atrio izquierdo o de la pared libre del atrio
izquierdo. El punto de acceso preferente es el apéndice del atrio
izquierdo, especialmente si el médico intenta aislar el apéndice
del atrio izquierdo al final del procedimiento. De manera más
específica, y tal como se ha mostrado a título de ejemplo en las
figuras 32 y 33, se puede utilizar un catéter sujetable (642) que
tiene expansiones de sujeción móviles (644), que se describe en la
Patente USA Nº 5.865.791, para captar, efectuar tracción y estirar
el apéndice AP. A continuación, un catéter de lazo (646) que tiene
un lazo (648), que también se describe en la Patente USA Nº
5.865.791, puede ser utilizado para rodear el apéndice del atrio
izquierdo cerca de la base del apéndice. El catéter de sujeción
facilita el posicionado del lazo en la base del apéndice al efectuar
tracción del apéndice mediante el lazo. A continuación, se utiliza
una aguja para puncionar la pared del apéndice y tener acceso al
atrio izquierdo. Un cable de guía es arrastrado mediante la aguja
hacia el interior del atrio izquierdo. A continuación, se saca la
aguja, dejando el cable en su lugar. A continuación, se introduce
una combinación introductor/dilatador sobre el cable de guía hacia
adentro del atrio izquierdo. A continuación, el lazo es tensado
alrededor del introductor para impedir el flujo de sangre más allá
del introductor hacia adentro de la zona distal del apéndice del
atrio. A continuación, el dilatador es retirado, dejando el
introductor como acceso al interior del atrio izquierdo.
En vez de la técnica de lazo, se puede utilizar
una técnica de cordón de cierre de una bolsa en el que se utilizan
suturas para tensar el apéndice del atrio alrededor del
introductor.
Uno de los dispositivos a título de ejemplo que
se han descrito anteriormente, tal como los descritos con
referencia a las figuras 1-9f, se puede insertar en
el atrio con su lengüeta aplastada. Una vez en el interior, la funda
es retraída de manera que la lengüeta vuelve a su configuración
predeterminada y se lleva a cabo el proceso de ablación. La funda
es empujada sobre la lengüeta cuando el proceso de ablación ha
terminado, y el dispositivo ha sido retirado del atrio. De manera
similar, los dispositivos descritos anteriormente con referencia a
las figuras 14 y 15 se pueden insertar con el bucle en estado
retraído, mientras el dispositivo mostrado en la figura 13 puede
ser insertado antes de tirar del cable fijado a la punta o extremo
distal. Estos dispositivos pueden ser manipulados, a continuación,
para provocar la formación de los bucles. El proceso de ablación
puede ser llevado a cabo a continuación. Los dispositivos descritos
anteriormente con referencia a las figuras 10a-c, 12
y 16 necesitan solamente ser insertados para llevar a cabo el
procedimiento. Lo mismo es cierto para las versiones de material
maleable de los dispositivos a título de ejemplo de las figuras
1-9e.
Después de la terminación, el introductor es
retirado y el lazo es tensado para aislar el apéndice del atrio
izquierdo. El lazo puede ser desmontado de la sonda y dejado en su
lugar para mantener aislado el apéndice. Cuando se utiliza la
técnica antes mencionada de cordón de cierre de una bolsa, las
suturas pueden ser tensadas para aislar el apéndice. De manera
alternativa, el apéndice puede ser aislado del modo que se describe
a continuación con referencia a la figura 26.
Además de los procesos toratoscópicos, otra área
de tratamiento cardíaco que se beneficiará de la presente invención
es la reparación y sustitución de válvulas mitrales (lo cual
comporta de manera típica, una toracotomía, estereotomía media, o
toracostomía), dado que la fibrilación del atrio puede ser una
complicación de enfermedad mitral que tiene lugar antes o después de
una cirugía de válvula mitral. Más específicamente, la reentrada
incisional puede desarrollarse después de procesos quirúrgicos
(tales como procesos de válvula mitral y toracostópicos) en la que
se hace una incisión en la pared del atrio que a continuación es
cerrada por suturas, cierres mecánicos u otros dispositivos
similares. La creación de una lesión a partir de la incisión en el
ánulo de la válvula mitral (u otra barrera anatómica) reducirá el
potencial de propagación reentrante alrededor de la incisión y, por
lo tanto, terminará la fibrilación del atrio y/o impedirá que se
desarrolle fibrilación del atrio. Por ejemplo, si el apéndice del
atrio izquierdo es utilizado para tener acceso al interior del
atrio izquierdo para dispositivos que crean lesiones en la
superficie del endocardio, se debe crear una lesión adicional desde
este lugar de acceso al ánulo de la válvula mitral, de manera que
no se produzca reentrada incisional cuando la incisión se cierra.
Este proceso adicional es también aplicable para procesos en el
atrio derecho utilizando incisiones para tener acceso al interior
del atrio.
También, existe frecuencia de sustratos de
fibrilación de atrio en las proximidades de las venas pulmonares.
La creación de lesiones largas, curvilíneas, entre las venas
pulmonares, alrededor de venas pulmonares únicas y/o desde venas
pulmonares al ánulo de la válvula mitral, impedirá la fibrilación
del atrio. El dispositivo mostrado a título de ejemplo en las
figuras 1 y 2, que tiene un conjunto de electrodo anular, es
especialmente adecuado para el posicionado de electrodos de ablación
alrededor de la parte interna de una vena pulmonar. De manera
alternativa, se pueden crear lesiones en la superficie del
epicardio alrededor de venas pulmonares o entre las venas
pulmonares. No obstante, existe una cierta dificultad asociada con
el acceso al epicardio debido a la presencia de depósitos de grasas
en la zona de la vena pulmonar.
Un proceso quirúrgico que utiliza la presente
invención puede ser utilizado para reducir al nivel de sangrado
durante procedimientos quirúrgicos. El proceso comprende en general
las etapas de coagulación (o ablación) de tejidos a una profundidad
predeterminada y formación posterior de una incisión en los tejidos
coagulados. La coagulación se puede conseguir aplicando energía RF,
por ejemplo, con la sonda mostrada en la figura 10a. Dado que los
tejidos están coagulados, la incisión no producirá sangrado.
Un proceso a título de ejemplo consiste en la
eliminación de un lóbulo de hígado afectado por enfermedad. Esto es
un procedimiento que requiere relativamente bastante tiempo y,
utilizando técnicas quirúrgicas convencionales, existe un riesgo
significativo de sangrado grave. Al utilizar una realización de la
presente invención, los tejidos del lóbulo son coagulados a una
profundidad aproximada de 3 mm hasta 7 mm utilizando energía RF.
Los tejidos coagulados son cortados a continuación y separados con
un escalpelo, dispositivo electroquirúrgico u otro instrumento
adecuado. Para evitar el sangrado, la profundidad del corte no debe
superar la profundidad de los tejidos coagulados. El proceso de
coagulación de tejidos y formación, a continuación, de una incisión
en los tejidos coagulados se puede repetir hasta que la incisión
alcanza la profundidad deseada. En este caso, cada ciclo de
coagulación y de incisión requerirá aproximadamente 90 segundos, 60
segundos para llevar a cabo la coagulación y 30 segundos para
llevar a cabo la incisión.
La presente técnica quirúrgica es aplicable,
desde luego, a procesos quirúrgicos, además de la eliminación de un
lóbulo del hígado. Dichos procedimientos pueden comportar, por
ejemplo, el vaso, riñones, otras áreas del hígado, corazón,
músculos del esqueleto y pulmones (tales como lobotomía pulmonar),
así como el cerebro. La presente técnica es también útil en procesos
quirúrgicos de oncología porque los tumores cancerosos tienden a
encontrarse altamente vascularizados. Un proceso oncológico a
título de ejemplo es la reducción del volumen de un tumor
canceroso.
Un conjunto de herramienta quirúrgica incluye,
entre otras herramientas necesarias para un proceso específico, un
dispositivo para la coagulación de tejidos blandos y corte de los
tejidos. Se muestran dispositivos adecuados para la coagulación de
tejidos blandos, por ejemplo, en las figuras 1-27 y
34-40. Con respecto a la sonda mostrada en las
figuras 10f y 10g, la parte de la sonda que incluye la segunda zona
de conexión (321), el vástago (310) y una serie de elementos de
electrodos se pueden incluir en el conjunto de la herramienta con o
sin el mango (312''). Tal como se ha indicado anteriormente,
escalpelos, dispositivos electroquirúrgicos y otros instrumentos
adecuados pueden ser utilizados para cortar tejidos.
Preferentemente, el conjunto de la herramienta es alojado en un
envase estéril que tiene una parte de fondo rígida y plana, y una
parte superior transparente que proporciona rebajes para las
herramientas, proporcionando, por lo tanto, un juego o conjunto
quirúrgico listo para su utilización. La parte del fondo puede
quedar constituida por fibras de material plástico de unión por
hilatura ("spunbonded") Tyvek®, u otros materiales adecuados,
que permiten que el contenido del envase pueda ser esterilizado
después de haber cerrado de forma estanca las herramientas dentro
del envase.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figuras 17-19, un dispositivo de sujeción (382)
comprende un par de elementos de sujeción (384) y (386), que están
fijados con capacidad de pivotamiento entre sí mediante un pasador
(388), y un elemento quirúrgico (252) que puede ser del tipo
explicado anteriormente en la sección II. En este caso, el elemento
quirúrgico consiste en una serie de electrodos de ablación (294).
El dispositivo de sujeción (382) comprende, también, un par de
elementos de bloqueo (390) y (392) y un conector eléctrico (394)
que se pueden utilizar, por ejemplo, para conectar los electrodos
(294) a una fuente de energía RF. Haciendo referencia más
específicamente a la figura 19, el dispositivo de sujeción (382)
puede también, en caso deseado, adoptar forma curvada
longitudinalmente. Desde luego, la forma global del elemento de
sujeción o brida dependerá del procedimiento al que está
destinado.
Ciertos procedimientos requieren la aplicación de
una fuerza de sujeción a la estructura corporal involucrada, además
de la operación llevada a cabo por el elemento operativo. Uno de
dichos procedimientos es el aislamiento de un apéndice del atrio,
que se explica de manera más detallada a continuación, haciendo
referencia a la figura 26. Tal como se ha mostrado, por ejemplo en
la figura 20, un dispositivo adecuado (396) a utilizar en dicho
procedimiento incluye un mango (398) que tiene un par de elementos
de sujeción (400) y (402) que se pueden desplazar entre sí. En esta
realización que tiene carácter de ejemplo, los elementos del mango
están fijados con capacidad de pivotamiento entre sí por un pasador
(404) y comprende respectivas aberturas (406) y (408). El mango
(308), que es accionado de manera similar a unas tijeras, está
conectado operativamente a un par de elementos de soporte (410) y
(412), por ejemplo, mediante un enlace mecánico adecuado situado
dentro de un cuerpo envolvente (414). El accionamiento del mango
(398) provoca que los elementos de soporte (410) y (412) se
desplacen uno con respecto a otro creando una fuerza de sujeción.
Desde luego, se pueden usar también otros tipos de mangos que
pueden provocar el movimiento de los elementos de soporte.
Un elemento operativo o elemento quirúrgico (252)
está asociado con uno o con ambos (tal como se ha mostrado) de los
elementos de soporte (410) y (412). Preferentemente el elemento
operativo consiste en uno o varios elementos de electrodo (294)
adecuados para ablación (tales como los explicados en detalle en la
anterior sección II y que pueden funcionar en modalidad unipolar o
bipolar) en cada uno de los elementos de soporte (410) y (412).
Desde luego, el elemento operativo (252) puede consistir, también,
en su totalidad o en parte en otros tipos de electrodos, tales como
una punta caliente para cauterizar las paredes del apéndice. Los
elementos de electrodo (294) (u otro elemento operativo) se pueden
conectar a un dispositivo quirúrgico de control/puente de potencia
mediante un conector (416). Unos conductores se extienden desde los
elementos de electrodo (294) pasando por cámaras de los elementos de
soporte (410) y (412), y el mango (398) hacia el conector
(416).
Haciendo referencia nuevamente a la figura 21, el
dispositivo quirúrgico (418) es similar al que se ha mostrado en la
figura 20, excepto en que el mango (398) no está conectado a los
elementos de soporte (410) y (412) del elemento operativo por un
enlace mecánico. En vez de ello, el elemento de mango (420) y el
elemento de soporte (422) forman una unidad integral, tal como el
elemento de mango (424) y el elemento de soporte (426). Las
unidades integrales están fijadas con capacidad de pivotamiento
entre sí mediante un pasador (428). De este modo, si bien la
realización mostrada en la figura 20 es especialmente útil en
situaciones en las que se utiliza toracostomía, la realización
mostrada en la figura 21 es especialmente útil en acceso para
toracotomía o esternotomía media. En cualquiera de los casos, el
apéndice del atrio (u otra parte corporal) es captada (o fijada) de
manera tal que queda dispuesto perpendicularmente el dispositivo
quirúrgico.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en
las figuras 22 y 23, los elementos de soporte (432) y (434) del
elemento operativo en el dispositivo quirúrgico a título de ejemplo
(430) están fijados en los extremos distales de los elementos de
mango (436) y (438), respectivamente, de manera que los elementos
de soporte son perpendiculares a los elementos del mango. Si bien
los elementos del mango (436) y (438) están fijados,
respectivamente, a la parte media de los elementos de soporte (432)
y (434) (según vista longitudinal, tal como se muestra en la figura
23), los elementos de soporte pueden quedar desplazados en una
dirección u otra para necesidades específicas (ver figura 23a).
Además, tal como se ha mostrado, por ejemplo en las figuras 24a y
24b, los elementos soporte (432' y 432'') pueden ser también
curvados, o pueden tener forma de L con un ángulo \Theta
comprendido aproximadamente entre 90º y 180º. Las realizaciones
preferentes mostradas en las figuras 22-24b soportan
la parte corporal de manera que queda dispuesta paralelamente al
dispositivo quirúrgico.
Las realizaciones a título de ejemplo de las
figuras 22-24b pueden quedar dotadas de un
dispositivo de sujeción utilizado para coger la estructura o parte
corporal y tirar de la misma en la dirección próxima. Tal como se ha
mostrado, por ejemplo, en la figura 25, el dispositivo de sujeción
(440) comprende un elemento cilíndrico (442) que es impulsado en la
dirección próxima por el resorte (444). Un par de mandíbulas de
sujeción (446) se extienden hacia fuera desde el extremo distal del
elemento cilíndrico (442). Las mandíbulas de sujeción (446), que
pueden pivotar entre sí, están conectadas a una varilla (448) que
pasa a través del elemento cilíndrico (442) con capacidad de
deslizamiento con respecto al mismo. La varilla (448) es forzada en
dirección próxima por el resorte (450) que, a su vez, obliga a las
mandíbulas de sujeción (446) en dirección próxima contra el extremo
distal del elemento cilíndrico (442). De esta forma, las mandíbulas
de sujeción (446) son forzadas a su posición cerrada y las
mandíbulas se pueden aflojar, empujando la varilla (448) en la
dirección distal.
La pinza (382) mostrada a título de ejemplo en
las figuras 17-19, puede efectuar el aislamiento de
una parte del cuerpo y facilitar los efectos terapéuticos y/o de
diagnóstico del elemento operativo (252). En un proceso de
aislamiento de un apéndice de atrio, por ejemplo, la pinza (382)
puede ser utilizada para captar el apéndice del atrio y aislarlo
con respecto al interior del mismo. Entonces se puede suministrar
energía RF a través de los electrodos (294) (en modalidad unipolar
o bipolar) para fusionar las paredes del apéndice del atrio entre
sí. Después de ello, la pinza puede ser desmontada, o desconectada,
de la fuente de energía RF dejándola en su lugar.
Haciendo referencia nuevamente a la figura 26,
una utilización a título de ejemplo del dispositivo quirúrgico
(396) mostrado en la figura 20, es el aislamiento de un apéndice de
atrio. En este caso, el dispositivo es insertado en una abertura de
la pared torácica. El apéndice del atrio es captado entre los
elementos de soporte (410) y (412) por accionamiento del mango
(398). Se transmite, entonces, energía RF desde los electrodos
(294) de un elemento de soporte a los electrodos del otro
(modalidad bipolar), o de los electrodos a un electrodo de
referencia indiferente sobre, por ejemplo, un parche (modalidad
unipolar) para fusionar térmicamente las paredes del apéndice del
atrio entre sí y aislar el apéndice del atrio. El dispositivo
quirúrgico mostrado en las figuras 21-26 puede ser
utilizado de manera similar.
Tal como se ha mostrado a título de ejemplo en la
figura 27, el elemento operativo (tal como, por ejemplo, los
electrodos (294)) puede ser desplazado de un lado al otro de los
elementos de soporte (452) y (454). Esta configuración desplazada,
que puede ser utilizada conjuntamente con cualquiera de los
dispositivos a título de ejemplo de las figuras
20-25, es especialmente útil en un proceso de
aislamiento del apéndice del atrio. En este caso, los electrodos
(294) son desplazados desde el lado de los elementos de soporte
(452) y (454), que se encuentra próximo al interior del atrio
izquierdo. Haciendo aislante las partes de los elementos de soporte
que no soportan los electrodos, y al dirigir la energía RF hacia el
lado del apéndice (u otra parte corporal) aislado por la fuerza de
sujeción o de pinzado, se producirán coágulos o trombos debidos a
calentamiento de la sangre estática en la parte del apéndice que
quedará aislada del torrente sanguíneo cuando las paredes laterales
se fusionan entre sí. Desde luego, cuando el paciente se encuentra
en un bypass, dicha ocultación o enmascarado es innecesario excepto
que se utilice para crear lesiones de ciertas dimensiones.
La figura 28 muestra, en forma esquemática, un
sistema representativo (500) para aplicar energía de ablación por
múltiples emisores basados, por lo menos parcialmente, en las
condiciones de temperatura local detectadas por múltiples elementos
de detección.
En la figura 28, los múltiples elementos de
detección comprenden termopares (508), (509) y (510),
individualmente asociados con los emisores múltiples de energía de
ablación, que comprenden regiones de electrodos (501), (502) y
(503). El sistema (500) incluye, también, un termopar común de
referencia (511) soportado dentro del elemento acoplador para
exposición al torrente sanguíneo. De modo alternativo, otros tipos
de elementos detectores de temperatura pueden ser utilizados tales
como, por ejemplo, termistores, detectores fluoroópticos y
detectores de temperatura de tipo resistente, en cuyo caso el
termopar de referencia (511) no sería típicamente requerido.
El sistema (500) comprende, además, un electrodo
indiferente (519) para operación en modalidad unipolar.
Los emisores (501), (502), (503) de energía de
ablación pueden comprender los segmentos de electrodos rígidos
previamente descritos. Alternativamente, las zonas de electrodos
(501), (502), (503) pueden comprender un electrodo flexible
segmentado o continuo de conductor o cinta con envoltura. Se debe
apreciar que el sistema (500) puede ser utilizado en asociación con
cualquier elemento de ablación que utilice elementos múltiples de
ablación accionados independientemente.
El sistema (500) incluye una fuente (517) de
energía de ablación. En la figura 28, la fuente (517) genera
energía de radiofrecuencia (RF). La fuente (517) está conectada (a
través de una etapa de salida convencional aislada (516)) a un
conjunto de interruptores de potencia (514), uno para cada región de
electrodo (501), (502) y (503). Un conector (512) (soportado por el
mango de la sonda) acopla eléctricamente cada región de electrodo
(501), (502), (503) a su propio interruptor de potencia (514) y a
otras partes del sistema (500).
El sistema (500) incluye, también, un
microcontrolador (531) acoplado con intermedio de un interfaz (530)
a cada uno de los interruptores de potencia (514). El
microcontrolador (531) conecta o desconecta un interruptor de
potencia (514) para suministrar potencia RF desde la fuente (517),
individualmente a las zonas de electrodos (501), (502) y (503). La
energía RF suministrada fluye desde la respectiva región de
electrodo (501), (502) y (503), a través de los tejidos hacia el
electrodo indiferente (519), que está conectado a la trayectoria de
retorno de la etapa de salida aislada (516).
La configuración de interruptor de potencia (514)
e interfaz (530) puede variar de acuerdo con el tipo de energía de
ablación que se aplica. La figura 29 muestra una implementación
representativa para aplicar energía de ablación RF.
En esta implementación, cada uno de los
interruptores de potencia (514) incluye un transistor de potencia
N-MOS (535) y un transistor de potencia
P-MOS (536) acoplados entre las correspondientes
regiones de electrodos (501), (502) y (503) y la etapa de salida
aislada (516) de la fuente de potencia (517).
Un diodo (533) transporta la fase positiva de la
energía de ablación RF a la zona del electrodo. Un diodo (534)
transporta la fase negativa de la energía de ablación RF a la zona
del electrodo. Las resistencias (537) y (538) polarizan los
transistores de potencia N-MOS y
P-MOS (535) y (536) de manera convencional.
El interfaz (530) para cada uno de los
interruptores de potencia (514) incluye dos transistores NPN (539)
y (540). El emisor de un transistor NPN (539) está acoplado a la
puerta del transistor de potencia N-MOS (535). El
conector del transistor NPN (540) está acoplado a la puerta del
transistor de potencia P-MOS (534).
El interfaz para cada interruptor de potencia
(514) incluye, también, un bus de control (543) acoplado al
microcontrolador (531). El bus de control (543) conecta cada uno de
los interruptores de potencia (514) a la masa digital (DGND) del
microcontrolador (531). El bus de control (543) incluye, también,
una línea de potencia (+) (+5V) conectada al conector del
transistor NPN (539) y una línea de potencia (-) (-5V) conectada al
emisor del interfaz NPN del transistor (540).
El bus de control (543) para cada uno de los
interruptores de potencia (514) incluye, además, una línea
E_{SEL}. La base del transistor NPN (539) está acoplada a la
línea E_{SEL} del bus de control (543). La base del transistor
NPN (540) está acoplada, también, a la línea E_{SEL} del bus de
control (543) con intermedio del diodo Zener (541) y una
resistencia (532). La línea E_{SEL} conecta al cátodo del diodo
Zener (541) a través de la resistencia (532). El diodo Zener (541)
es seleccionado de manera que el transistor NPN (540) se conecta
cuando E_{SEL} supera unos 3 voltios (que para la realización
mostrada, es un 1 lógico).
Se debe apreciar que el interfaz (530) puede ser
diseñado para manipular otros estándares de nivel lógico. En la
realización específica, está diseñado para manipular niveles
convencionales TTL ("transistor transfer logic").
El microcontrolador (531) ajusta E_{SEL} del
bus de control (543) a un valor lógico 1 ó 0. En el valor lógico 1,
la puerta del transistor N-MOS (535) está conectada
a la línea (+) 5 voltios con intermedio de los transistores NPN
(539). De modo similar, la puerta del transistor
P-MOS (536) está conectada a la línea (-) 5 voltios
a través de un transistor NPN (540). Esto condiciona a los
transistores de potencia (535) y (536) a conducir voltaje RF desde
la fuente (517) a la región de electrodo asociada. El interruptor
de potencia (514) se encuentra "conectado".
Cuando el controlador (531) ajusta E_{SEL} a un
valor lógico 0, no pasa corriente por los transistores NPN (539) y
(540). Esto condiciona los transistores de potencia (535) y (536) a
bloquear la conducción de voltaje RF a la región de electrodo
asociada. El interruptor de potencia (514) se encuentra
"desconectado".
El sistema (500) (ver figura 28) incluye, además,
dos multiplexadores analógicos (MUX) (524) y (525). Los
multiplexadores (524) y (525) reciben una entrada de voltaje de
cada uno de los termopares (508), (509), (510) y (511). El
microcontrolador (531) controla ambos multiplexadores (524) y (525)
para seleccionar entradas de voltaje desde los termopares
detectores de temperatura (508), (509), (510) y (511).
Las entradas de voltaje desde los termopares
(508), (509), (510) y (511) son enviadas a electrónica de
acondicionamiento de la señal del extremo frontal. Las entradas son
amplificadas por amplificadores diferenciales (526), que leen las
diferencias de voltaje entre los conductores del cobre de los
termopares (508/509/510) y el termopar de referencia (511). Las
diferencias de voltaje son acondicionadas por el elemento (517) y
convertidas en códigos digitales por el convertidor analógico a
digital (528). La tabla de consulta (529) convierte los códigos
digitales en códigos de temperatura. Los códigos de temperatura son
leídos por el microcontrolador (531).
El microcontrolador (531) compara los códigos de
temperatura de cada termopar (508), (509) y (510) con criterios
preseleccionados para generar señales de realimentación. Los
criterios preseleccionados son introducidos a través de un interfaz
de usuario (532). Estas señales de realimentación controlan los
interruptores de potencia de interfaz (514) con intermedio del
interfaz (530), conectando los electrodos (501), (502) y (503) en
posiciones de conexión y desconexión, es decir, marcha y paro.
El otro multiplexador (525) conecta los
termopares (508), (509), (510) y (511) seleccionados por el
microcontrolador (531) a un controlador de temperatura (515). El
controlador de temperatura (515) comprende, también, electrónica de
acondicionamiento de la señal del extremo frontal, tal como se ha
descrito anteriormente con referencia a los elementos (526), (527),
(528) y (529). Esta electrónica convierte las diferencias de
voltaje entre los conductores de cobre de los termopares
(508/509/510) y el termopar de referencia (511) en códigos de
temperatura. Los códigos de temperatura son leídos por el
controlador y comparados a criterios preseleccionados para generar
señales de realimentación. Estas señales de realimentación
controlan la amplitud del voltaje (o corriente) generada por la
fuente (517) para suministro a los electrodos (501), (502) y
(503).
Basándose en las señales de realimentación del
microcontrolador (531) y el controlador de temperatura (515), el
sistema (500) distribuye potencia a las zonas de electrodos
múltiples (501), (502) y (503) para establecer y mantener una
distribución uniforme de temperaturas a lo largo del elemento de
ablación. De esta manera, el sistema (500) obtiene una formación
segura y eficaz de una lesión utilizando múltiples emisores de
energía de ablación.
El sistema (500) puede controlar el suministro de
energía de ablación de diferentes maneras. Se describirán, a
continuación, algunas modalidades representativas.
Las regiones de electrodos (501), (502) y (503)
se designarán simbólicamente E(J), en la que J representa
una región de electrodo determinada (J = 1 a N).
Tal como se ha descrito anteriormente, cada una
de las regiones de electrodo E(J) tiene, como mínimo, un
elemento detector de temperatura (508), (509) y (510), que se
designará S(J,K), en la que J representa la región de
electrodo y K representa el número de elementos detectores de
temperatura en cada región de electrodo (K = 1 a M).
En esta modalidad (ver figura 30), el
microcontrolador (516) opera el interfaz (530) del interruptor de
potencia para suministrar potencia RF desde la fuente (517) en
múltiples impulsos del ciclo de servicio 1/N.
Con suministro de potencia pulsante, la cantidad
de potencia (P_{E(J)}) transportada a cada uno de los
electrodos individuales es la siguiente:
P_{E(J)} \sim
AMP_{E(J)}^{2} X
CICLOTRABAJO_{E(J)}
en la
que:
AMP_{E(J)} es la amplitud del voltaje RF
transportado a la región de electrodo E(J), y
CICLOTRABAJO_{E(J)} es el ciclo de
trabajo del impulso, expresado de la forma siguiente:
CICLOTRABAJO_{E(J)} =
TON_{E(J)} / [TON_{E(J)} +
TOFF_{E(J)}]
en la
que:
TON_{E(J)} es el tiempo en el que la
región del electrodo E(J) emite energía durante cada período
de impulso,
TOFF_{E(J)} es el tiempo en el que la
región de electrodo E(J) no emite energía durante cada
período de impulso.
La expresión TON_{E(J)} +
TOFF_{E(J)} representa el período del impulso para cada
región de electrodo E(J).
En esta modalidad, el microcontrolador (531)
establece colectivamente el ciclo de trabajo
(CICLOTRABAJO_{E(J)}) de 1/N para cada zona de electrodos
(N es igual al número de regiones de electrodo).
El microcontrolador (531) puede secuenciar
sucesivos impulsos de potencia a regiones de electrodo adyacentes,
de manera que el final de cada ciclo de trabajo para el impulso
anterior se solapa ligeramente con el inicio del ciclo de trabajo
para el impulso siguiente. Este solape en ciclos de trabajo de
impulsos asegura que la fuente (517) aplica potencia de forma
continua, sin provocar períodos de interrupción por circuitos
abiertos durante la conmutación de impulsos entre sucesivas
regiones de electrodos.
En esta modalidad, el controlador de temperatura
(515) hace ajustes individuales a la amplitud del voltaje RF para
cada región de electrodo (AMP_{E(J)}), cambiando, de esta
manera, individualmente la potencia P_{E(J)} de la energía
de ablación transportada durante el ciclo de trabajo hasta la
región de electrodo, según control del microcontrolador (531).
En esta modalidad, el microcontrolador (531)
efectúa ciclos en sucesivos períodos de muestreo de adquisición de
datos. Durante cada período de muestreo, el microcontrolador (531)
selecciona detectores individuales S(J,K), y las diferencias
de voltaje son leídas por el controlador (515) (a través de MUX
(525)) y se convierten en códigos de temperatura TEMP(J).
Cuando hay más de un elemento detector asociado
con una región de electrodo determinada, el controlador (515)
registra todas las temperaturas detectadas para la región de
electrodo determinada, y selecciona entre éstas la temperatura
detectada más elevada, que constituye TEMP(J).
En esta modalidad, el controlador (515) compara
la temperatura TEMP(J) detectada localmente en cada electrodo
E(J) durante cada período de adquisición de datos a una
temperatura determinada TEMP_{SET} establecida por el médico.
Basándose en esa comparación, el controlador (515) varía la
amplitud AMP_{E(J)} del voltaje RF suministrado a la
región de electrodos E(J), mientras que el microcontrolador
(531) mantiene el CICLOTRABAJO_{E(J)} para dicha región de
electrodo y todas las demás regiones de electrodos, para establecer
y mantener TEMP(J) en el período de temperatura determinado
TEMP_{SET}.
La temperatura del punto determinado TEMP_{SET}
se puede variar de acuerdo con el criterio del médico y datos
empíricos. Se cree que un punto predeterminado representativo de
temperatura para ablación cardíaca está comprendido en una gama de
40ºC a 95ºC, siendo 70ºC un valor representativo preferente.
El modo en el que el controlador (515) controla
AMP_{E(J)} puede incorporar métodos de control
proporcionales, métodos de control derivados integrales
proporcionales (PID), o métodos de control lógico de tipo
difuso.
Por ejemplo, utilizando métodos de control
proporcional, si la temperatura detectada por el primer elemento
detector TEMP(1) > TEMP_{SET}, la señal de control
generada por el controlador (515) reduce individualmente la amplitud
AMP_{E(1)}del voltaje RF aplicado a la primera región de
electrodo E(1), mientras que el microcontrolador (531)
mantiene el ciclo de trabajo colectivo CICLOTRABAJO_{E(1)}
para la primera región de electrodo E(1) igualmente. Si la
temperatura detectada por el segundo elemento detector
TEMP(2) < TEMP_{SET}, la señal de control del
controlador (515) incrementa la amplitud AMP_{E(2)} del
impulso aplicado a la segunda región de electrodo E(2),
mientras que el microcontrolador (531) mantiene el ciclo de trabajo
colectivo CICLOTRABAJO_{E(2)} para la segunda región de
electrodo E(2) igualmente que CICLOTRABAJO_{E(1)},
y así sucesivamente. Si la temperatura detectada por un elemento
detector determinado se encuentra en el punto de temperatura
predeterminado TEMP_{SET}, no se hacen cambios en la amplitud del
voltaje RF para la región de electrodo asociada.
El controlador (515) procesa de modo continuado
entradas de diferencia de voltaje durante sucesivos períodos de
adquisición de datos para ajustar individualmente
AMP_{E(J)} en la región de electrodo E(J), mientras
que el microcontrolador (531) mantiene el ciclo de trabajo
colectivo igualmente para todas las regiones de electrodo
E(J). De esta manera, la modalidad mantiene una uniformidad
deseada de temperatura a lo largo del elemento de ablación.
Utilizando una técnica de control diferencial
integral proporcional (PID), el controlador (515) tiene en cuenta
no solamente los cambios instantáneos que tiene lugar en un período
de muestra determinado, sino también cambios que han ocurrido en
período de muestreo anteriores y la proporción o velocidad en la que
varían estos cambios a lo largo del tiempo. Por esta razón,
utilizando la técnica de control PID, el controlador (515)
seleccionará de forma diferente a una diferencia instantánea
proporcionalmente grande determinada entre TEMP(J) y
TEMP_{SET}, dependiendo de si la diferencia se va haciendo más
grande o más pequeña en comparación con diferencias instantáneas
anteriores, y si la velocidad a la que esta diferencia está
cambiando desde períodos de muestreo anteriores aumenta o
disminuye.
A causa del intercambio de calorífico entre los
tejidos y la zona del electrodo, los elementos detectores de
temperatura pueden no medir con exactitud la temperatura máxima de
la zona. La causa de ello es que la zona de temperatura más elevada
tiene lugar por debajo de la superficie de los tejidos, con una
profundidad aproximada de 0,5 a 2,0 mm desde el punto en el que la
zona del electrodo emisor de energía (y el elemento detector
asociado) establecen contacto con los tejidos. Si se aplica
potencia calentando los tejidos demasiado rápidamente, la
temperatura máxima real de los tejidos en esta zona inferior de la
superficie puede superar los 100ºC, produciendo secado de los
tejidos y/o microexplosiones.
La figura 31 muestra una implementación de un
predictor de red neural (600), que recibe como entrada la
temperatura detectada por múltiples elementos detectores
S(J,K) en cada zona de electrodo, en la que J representa una
zona determinada de electrodo (J = 1 a N) y K representa el número
de elementos detectores de temperatura en cada zona de electrodo (K
= 1 a M). El predictor (600) emite una temperatura de predicción de
la zona de tejidos más caliente T_{MAXPRED} (t). El controlador
(515) y el microcontrolador (531) calculan la amplitud y la señales
de control del ciclo de trabajo basándose en T_{MAXPRED} (t), de
la misma manera que se ha descrito utilizando TEMP(J).
El predictor (600) utiliza una red neural de dos
capas, si bien se pueden utilizar capas más ocultas. Tal como se ha
mostrado en la figura 30, el predictor (600) incluye una primera y
segunda capas ocultas, y cuatro neuronas designadas N_{(L,X)}, en
la que L identifica la capa 1 ó 2 y X identifica una neurona en
dicha capa. La primera capa (L=1) tiene tres neuronas (X = 1 a 3),
tal como se indican a continuación N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y
N_{(1,3)}. La segunda capa (L=2) comprende una neurona de salida
(X=1), designada N_{(2,1)}.
Las lecturas de temperatura de los elementos
detectores múltiples, de las cuales se han mostrado solamente dos
-TS1(n) y TS2 (n)- a efectos ilustrativos, son ponderadas e
introducidas en cada neurona N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y
N_{(1,3)} de la primera capa. La figura 30 representa las
ponderaciones en forma de W^{L}_{(k,N)}, en la que L=1; k es el
orden del detector de entrada; y N es el número de neurona de
entrada 1, 2, ó 3 de la primera capa.
La neurona de salida N_{(2,1)} de la segunda
capa recibe como entradas las salidas ponderadas de las neuronas
N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y N_{(1,3)}. La figura 30 representa
las ponderaciones de salida como W^{L}_{(O,X)}, en la que L=0;
O es la neurona de salida 1, 2 , ó 3 de la primera capa; y X es el
número de neurona de entrada de la segunda capa. Basándose en esas
entradas ponderadas, la neurona de salida N_{(2,1)} hace la
predicción T_{MAXPRED} (t). De manera alternativa, se puede
utilizar como entrada una secuencia de muestras de lectura
anteriores procedentes de cada detector. Al proceder de este modo,
un término de historial contribuiría a la predicción de la
temperatura más elevada de los tejidos.
El predictor (600) debe ser conformado con un
conjunto de datos conocidos que contienen la temperatura de los
elementos detectores TS1 y TS2 y la temperatura de la región más
caliente, que se han conseguido previamente de forma experimental.
Por ejemplo, utilizando un modelo de propagación inversa, el
predictor (600) puede se conformado para la predicción de la
temperatura más caliente conocida del juego de datos con el mínimo
error por medio de cuadrados. Una vez se ha terminado la fase de
conformación o adaptación, el predictor (600) puede ser utilizado
para la predicción de T_{MAXPRED} (t).
También se pueden utilizar para calcular
T_{MAXPRED} (t) otros tipos de técnicas de proceso de datos. Ver,
por ejemplo, la Patente USA Nº 5.906.614.
Se debe observar que hay ciertas consideraciones
que se deben tener en cuenta cuando se llevan a cabo procedimientos
de ablación/coagulación con la presencia de poco o ningún fluido.
Estos procedimientos incluyen, por ejemplo, procedimientos que se
deben llevar a cabo durante un bypass cardíaco. Estas
consideraciones se originan por el hecho de que los efectos de
refrigeración por convección asociados con el aire son mucho
menores que los asociados con la sangre y otros fluidos. Además, el
contacto físico íntimo (y térmico) entre los electrodos y los
tejidos permitirá un intercambio calorífico relativamente libre
entre aquéllos.
Dado que los electrodos que transmiten energía RF
tienen elevada conductividad, serán sometidos a un calentamiento
óhmico mucho menor. No obstante, se retirará calor de los tejidos
hacia el electrodo al aplicar potencia RF a los tejidos, lo cual
tiene como resultado un retraso de tiempo entre la temperatura más
elevada de los tejidos y la temperatura del electrodo, así como un
gradiente de temperatura dentro de los tejidos en las proximidades
de la superficie de los mismos. La temperatura del electrodo se
aproximará eventualmente a la temperatura de los tejidos. En este
punto, se producirá un gradiente de temperatura relativamente
pequeño entre la temperatura más elevada de los tejidos y la
temperatura del electrodo, así como una transferencia de calor
relativamente pequeña entre los tejidos y el electrodo. De acuerdo
con ello, el algoritmo de control de temperatura debe tener en
cuenta el retraso de tiempo entre la temperatura de los tejidos
sub-superficiales y la temperatura detectada en el
electrodo. No obstante habitualmente la diferencia entre las
temperaturas de los tejidos en equilibrio y las temperaturas
detectadas se puede despreciar.
Además de las consideraciones de control, el
interfaz de usuario debe permitir, también, al médico recibir la
indicación de si la refrigeración por convección existirá,
permitiendo al médico el seleccionar el algoritmo de control de
temperatura apropiado.
Las realizaciones mostradas y preferentes
utilizan proceso digital controlado por ordenador para analizar
información y generar señales de realimentación. Se debe apreciar
que otros circuitos de control lógicos que utilizan
microinterruptores, puertas y/o inversores, circuitos analógicos y
similares son equivalentes a la técnica controlada por
microprocesador, que se ha indicado en la realización
preferente.
Claims (8)
1. Sistema de control de potencia para
electrofisiología, para su utilización con un dispositivo
electrofisiológico, que tiene una serie de electrodos sobre un
cuerpo de soporte y un mango fijado a dicho cuerpo de soporte, y que
incluye un dispositivo de control de potencia para
electrofisiología adaptado para suministrar selectivamente energía
a la serie de electrodos, caracterizado por:
una unidad de potencia de control remoto (325),
que define un elemento estructural separado del mango del
dispositivo electrofisiológico, incluyendo un cuerpo principal
(327a), una serie de interruptores marcha/paro (327b) sobre el
cuerpo principal (327a) asociados respectivamente con la serie de
electrodos del cuerpo de soporte del dispositivo
electrofisiológico, y un aparato de conexión adaptado para conectar
la serie de interruptores marcha/paro (327b) al dispositivo de
control de potencia para electrofisiología.
2. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
el cuerpo principal (327a) está dimensionado de manera tal que se
puede sujetar con una mano.
3. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
el aparato de conexión comprende un cable (329a) y un conector
(329b) adaptado para alojarse en un dispositivo de control de
potencia para electrofisiología.
4. Sistema, según la reivindicación 3, en el que
el cable (329a) tiene una longitud aproximada de entre 1,8 m (6
pies) y 4,6 m (15 pies).
5. Sistema, según la reivindicación 1, que
comprende además:
una serie de indicadores (335) en el cuerpo
principal adaptados para mostrar el estado de la serie de
dispositivos de control de energía.
6. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
la serie de electrodos están dispuestos en un orden predeterminado
sobre un cuerpo de soporte del dispositivo electrofisiológico y la
serie de dispositivos de control de potencia (327b) están
dispuestos en el orden predeterminado, comprendiendo además la
unidad de potencia de control remoto (325):
un indicador (333) representativo del cuerpo de
soporte del dispositivo electrofisiológico; y
una serie de indicadores (335) sobre el cuerpo
principal (327a) asociados respectivamente con la serie de
dispositivos de control de potencia (327b), dispuestos en el orden
predeterminados, y adaptados para mostrar el estado de los
respectivos dispositivos de control remoto de potencia (327b).
7. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
el cuerpo principal (327a), los interruptores marcha/paro (327b)
accionables independientemente y el aparato de conexión son
esterilizables.
8. Sistema, según la reivindicación 1, en el que
al menos dos de la serie de interruptores marcha/paro (327b) se
pueden "poner en marcha" simultáneamente.
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Families Citing this family (39)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6071274A (en) | 1996-12-19 | 2000-06-06 | Ep Technologies, Inc. | Loop structures for supporting multiple electrode elements |
US6464700B1 (en) | 1994-10-07 | 2002-10-15 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structures for positioning a diagnostic or therapeutic element on the epicardium or other organ surface |
US7175619B2 (en) | 1994-10-07 | 2007-02-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Loop structures for positioning a diagnostic or therapeutic element on the epicardium or other organ surface |
US6832997B2 (en) * | 2001-06-06 | 2004-12-21 | Oratec Interventions, Inc. | Electromagnetic energy delivery intervertebral disc treatment devices |
US6332880B1 (en) | 1996-12-19 | 2001-12-25 | Ep Technologies, Inc. | Loop structures for supporting multiple electrode elements |
US6048329A (en) | 1996-12-19 | 2000-04-11 | Ep Technologies, Inc. | Catheter distal assembly with pull wires |
US6071279A (en) | 1996-12-19 | 2000-06-06 | Ep Technologies, Inc. | Branched structures for supporting multiple electrode elements |
US6610055B1 (en) | 1997-10-10 | 2003-08-26 | Scimed Life Systems, Inc. | Surgical method for positioning a diagnostic or therapeutic element on the epicardium or other organ surface |
US6645200B1 (en) | 1997-10-10 | 2003-11-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Method and apparatus for positioning a diagnostic or therapeutic element within the body and tip electrode for use with same |
US6488689B1 (en) | 1999-05-20 | 2002-12-03 | Aaron V. Kaplan | Methods and apparatus for transpericardial left atrial appendage closure |
US6290699B1 (en) * | 1999-07-07 | 2001-09-18 | Uab Research Foundation | Ablation tool for forming lesions in body tissue |
US6332881B1 (en) * | 1999-09-01 | 2001-12-25 | Cardima, Inc. | Surgical ablation tool |
US6711444B2 (en) | 1999-11-22 | 2004-03-23 | Scimed Life Systems, Inc. | Methods of deploying helical diagnostic and therapeutic element supporting structures within the body |
US6529756B1 (en) | 1999-11-22 | 2003-03-04 | Scimed Life Systems, Inc. | Apparatus for mapping and coagulating soft tissue in or around body orifices |
US6645199B1 (en) | 1999-11-22 | 2003-11-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements contact with body tissue and expandable push devices for use with same |
US6745080B2 (en) | 1999-11-22 | 2004-06-01 | Scimed Life Systems, Inc. | Helical and pre-oriented loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue |
US6692491B1 (en) | 2000-03-24 | 2004-02-17 | Scimed Life Systems, Inc. | Surgical methods and apparatus for positioning a diagnostic or therapeutic element around one or more pulmonary veins or other body structures |
US6610007B2 (en) | 2000-04-03 | 2003-08-26 | Neoguide Systems, Inc. | Steerable segmented endoscope and method of insertion |
US6468203B2 (en) | 2000-04-03 | 2002-10-22 | Neoguide Systems, Inc. | Steerable endoscope and improved method of insertion |
US8888688B2 (en) | 2000-04-03 | 2014-11-18 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Connector device for a controllable instrument |
US8517923B2 (en) | 2000-04-03 | 2013-08-27 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Apparatus and methods for facilitating treatment of tissue via improved delivery of energy based and non-energy based modalities |
US20050165276A1 (en) * | 2004-01-28 | 2005-07-28 | Amir Belson | Methods and apparatus for accessing and treating regions of the body |
WO2002017809A1 (en) * | 2000-08-29 | 2002-03-07 | Kaplan Aaron V | Methods and apparatus for transpericardial left atrial appendage closure |
WO2003028571A2 (en) * | 2001-09-28 | 2003-04-10 | Institut De Cardiologie De Montreal | Method for identification and visualization of atrial tissue |
US6907884B2 (en) * | 2002-09-30 | 2005-06-21 | Depay Acromed, Inc. | Method of straddling an intraosseous nerve |
US10182734B2 (en) | 2003-07-18 | 2019-01-22 | Biosense Webster, Inc. | Enhanced ablation and mapping catheter and method for treating atrial fibrillation |
GB0416713D0 (en) * | 2004-07-27 | 2004-09-01 | Bioelf Ltd | Catheter, apparatus for creating a linear ablation and a method of ablating tissue |
US9333026B2 (en) * | 2005-11-18 | 2016-05-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Radio frequency lasso |
US20080275437A1 (en) * | 2007-03-22 | 2008-11-06 | Chin Albert K | Connector device for electrophysiology probe |
DE102007053336A1 (de) * | 2007-11-08 | 2009-05-20 | Erbe Elektromedizin Gmbh | Signaleinrichtung für elektrochirurgische Instrumente, Adapter zum Anschluss eines elektrochirurgischen Instruments |
US20090318914A1 (en) * | 2008-06-18 | 2009-12-24 | Utley David S | System and method for ablational treatment of uterine cervical neoplasia |
US9592091B2 (en) * | 2011-08-30 | 2017-03-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ablation catheter for vein anatomies |
EP2968931B1 (en) * | 2013-03-12 | 2022-03-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical systems and methods for modulating nerves |
CN103750898B (zh) * | 2014-01-07 | 2016-02-17 | 先健科技(深圳)有限公司 | 一种腔内消融导管 |
EP3581630B1 (de) | 2015-04-02 | 2021-07-14 | tesa SE | Wiederablösbarer haftklebestreifen |
US11246644B2 (en) | 2018-04-05 | 2022-02-15 | Covidien Lp | Surface ablation using bipolar RF electrode |
DE102020208936A1 (de) * | 2020-07-16 | 2022-01-20 | Robert Bosch Gesellschaft mit beschränkter Haftung | Chirurgisches Instrument und Verfahren zu seinem Betrieb |
DE102020210539A1 (de) | 2020-08-19 | 2022-02-24 | Robert Bosch Gesellschaft mit beschränkter Haftung | Elektrochirurgisches Instrument und Verfahren zu seinem Betrieb |
WO2022039613A1 (ru) * | 2020-08-19 | 2022-02-24 | Петр Валентинович ИВАНОВ | Капа-электрод для проведения процедур в полости рта |
Family Cites Families (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5421819A (en) * | 1992-08-12 | 1995-06-06 | Vidamed, Inc. | Medical probe device |
DE8621578U1 (de) * | 1986-08-11 | 1991-02-21 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | HF-Chirurgiegerät mit Leistungssteuerung vom Chirurgie-Handgriff aus |
US5195968A (en) | 1990-02-02 | 1993-03-23 | Ingemar Lundquist | Catheter steering mechanism |
US5324288A (en) * | 1991-04-30 | 1994-06-28 | Utah Medical Products, Inc. | Electrosurgical loop with a depth gauge |
EP0530400B1 (de) * | 1991-09-05 | 1996-12-18 | Erbe Elektromedizin GmbH | Instrument für die Hochfrequenzchirurgie zum Schneiden und/oder Koagulieren mit HF-Strom |
US5257451A (en) | 1991-11-08 | 1993-11-02 | Ep Technologies, Inc. | Method of making durable sleeve for enclosing a bendable electrode tip assembly |
AU3067292A (en) * | 1991-11-08 | 1993-06-07 | Ep Technologies Inc | Ablation electrode with insulated temperature sensing elements |
US5582609A (en) | 1993-10-14 | 1996-12-10 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for forming large lesions in body tissue using curvilinear electrode elements |
WO1995010236A1 (en) * | 1993-10-15 | 1995-04-20 | Ep Technologies, Inc. | System for making long thin lesions |
DE4425195C1 (de) * | 1994-07-16 | 1995-11-16 | Osypka Peter | Katheter mit Mehrfachelektrode |
WO1997017027A1 (en) * | 1995-11-08 | 1997-05-15 | Femrx, Inc. | Electrosurgical device having rollers for ablating and segmenting of tissues |
DE19503702B4 (de) * | 1995-02-04 | 2005-10-27 | Nicolay Verwaltungs-Gmbh | Flüssigkeits- und gasdicht gekapselter Schalter, insbesondere für elektrochirurgische Instrumente |
JPH11511674A (ja) * | 1995-05-22 | 1999-10-12 | ムータ エム イーサ | 切断および凝固を同時に行なうレゼクトスコープ用電極組立体 |
US5800379A (en) * | 1996-02-23 | 1998-09-01 | Sommus Medical Technologies, Inc. | Method for ablating interior sections of the tongue |
-
1998
- 1998-10-09 JP JP2000515519A patent/JP4636683B2/ja not_active Expired - Lifetime
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WO1999018878A2 (en) | 1999-04-22 |
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---|---|---|
ES2232688T3 (es) | Sonda de coagulacion para tejidos blandos. | |
ES2232678T3 (es) | Estructuras de bucle con capacidad de direccionamiento, para soporte de elementos terapeuticos y de diagnostico en contacto con tejidos corporales. | |
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