ES2378662T3

ES2378662T3 - Instrumento electroquirúrgico y procedimiento de uso

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Publication number: ES2378662T3
Application number: ES03703994T
Authority: ES
Inventors: Csaba Truckai; John H. Shadduck; James A. Baker
Original assignee: SCIOGEN LLC; SurgRx Inc
Current assignee: SCIOGEN LLC; SurgRx Inc
Priority date: 2002-01-22
Filing date: 2003-01-22
Publication date: 2012-04-16
Anticipated expiration: 2023-01-22
Also published as: CA2733138A1; AU2003205316A1; EP2298153A1; EP2298152A1; WO2003061456A3; CA2733282A1; EP2298153B1; JP4610902B2; ATE540606T1; EP1474031A2; CA2733138C; CA2473798A1; US7112201B2; EP1474031B1; EP2298152B1; US20030171748A1; CA2733154A1; CA2473798C; JP2005515808A; WO2003061456A2

Abstract

Un dispositivo electroquirúrgico para soldar tejido, que comprende; una superficie de acoplamiento de tejido; una estructura de mordaza sobre la cual se dispone el superficie de acoplamiento de tejido; que se caracteriza porque la superficie de acoplamiento de tejido está adaptada para liberar energía al tejido, al menos en parte, a través de un cuerpo de resistencia eléctrica variable que forma al menos una porción de la superficie de acoplamiento de tejido, en el que el cuerpo comprende un material que tiene una curva de resistencia-temperatura con pendiente positiva sobre un intervalo de temperatura más alto.

Description

Instrumento electroquirúrgico y procedimiento de uso

Antecedentes de la invención

1.Campo de la invención

La presente invención se define en la reivindicación 1 y, en general, se refiere a un dispositivo médico y técnicas, y, más particularmente, se refiere a una punta de trabajo de un instrumento electroquirúrgico que puede aplicar energía al tejido a partir de una superficie de acoplamiento que, de hecho, puede modular de forma independiente el nivel de potencia de la RFA aplicado al tejido a través de porciones localizadas de microescala de la superficie de acoplamiento, de modo que la energía de la RF se libera a partir de una única fuente.

2. Descripción de la técnica anterior.

En la técnica anterior, se han desarrollado varias fuentes de energía, tales como fuentes de radiofrecuencia (RF), fuentes de ultrasonidos y láseres, para coagular, sellar o unir volúmenes de tejidos en cirugías abiertas o laparoscópicas. La aplicación quirúrgica más importante hace referencia a sellar vasos sanguíneos que contienen una presión de fluidos considerable. En general, no se ha demostrado que ninguna punta de trabajo de un instrumento usando cualquier fuente de energía sea fiable en la creación de un “soldadura tisular" o "fusión tisular" que tenga una resistencia muy alta inmediatamente después del tratamiento. Por este motivo, los instrumentos comercialmente disponibles, que normalmente funcionan con RF o ultrasonidos, están, en su mayoría, limitados, en lo que respecta a su uso, a vasos sanguíneos pequeños y masas tisulares con microvasculatura en su interior. Los dispositivos de RF de la técnica anterior tampoco proporcionan sellos con resistencia considerable en estructuras anatómicas que tienen paredes con contenido fibrosos irregular o grueso, en haces de estructuras anatómicas dispares, en estructuras anatómicas considerablemente gruesas o en tejidos con capas de fascias gruesas (p. ej., vasos sanguíneos de diámetro grande).

En una disposición de mordaza de RF bipolar básico, cada cara de la primera y segunda mordaza opuestas comprende un electrodo y la corriente de la RF fluye a través del tejido capturado entre los electrodos de polaridad opuesta. Dichas mordazas de RF de la técnica anterior que se acoplan en los lados opuestos del tejido normalmente no pueden producir efectos térmicos uniformes en el tejido, ya sea el tejido capturado fino o sustancialmente grueso. A medida que la densidad de la energía de RF en el tejido aumenta, la superficie del tejido se deseca y pasa a ser resistente a calentamiento óhmico adicional. Se puede producir desecación y carbonización casi instantáneamente a medida que se eleva la impedancia del tejido, o que después puede tener como resultado un sello no uniforme en el tejido. Las mordazas de RF de la técnica anterior típica puede producir efectos indeseados adicionales propagando la densidad de la RF lateralmente desde el tejido acoplado, de modo que se producen daños términos colaterales no deseados.

Normalmente, los instrumentos de sellado de RF disponibles comercialmente usan uno de dos enfoques para “controlar” la liberación de energía de RF en el tejido. En un primer enfoque de “ajuste de potencia”, el controlador del sistema de RF puede ajustar rápidamente el nivel de potencia total liberado en las superficies de acoplamiento de las mordazas en respuesta al circuito de retroalimentación acoplado a los electrodos activos que mide la impedancia del tejido o la temperatura del electrodo. En un segundo abordaje de "dirección de la trayectoria de la corriente", las mordazas del instrumento portan una disposición de electrodos en la que los electrodos de polaridad contraria están separados por un material aislante que puede hacer que la corriente fluya dentro de una trayectoria extendida a través del tejido capturado en lugar de simplemente entre las superficies de la primera y la segunda mordaza. Yates y col., en las patentes de EE.UU. nº 5.403.312; 5.735.848 y 5.833.690 han propuesto los instrumentos de agarre electroquirúrgicos que tienen mordazas con disposiciones de electrodos eléctricamente aislados en las caras de las mordazas de cooperación.

Las ilustraciones de la pared de un vaso sanguíneo en las FIGURAS 1A-1D son útiles para entender las limitaciones de las puntas de trabajo de RF de la técnica anterior para sellar tejido. La FIG. 1B proporciona una ilustración gráfica de las porciones de las paredes de los vasos opuestas 2a y 2b con el tejido dividido en una malla con dimensiones arbitrarias en micrómetros, por ejemplo, la malla puede representar 5 micrómetros en cada lado del tejido dirigido. Con el fin de crear la “soldadura” más eficaz en el tejido, cada volumen microdimensionado de tejido debe elevarse simultáneamente a la temperatura necesaria para desnaturalizar las proteínas de su interior. Como se describirá con mayor detalle más adelante, con el fin de crear una “soldadura” en el tejido, deberá desnaturalizarse el colágeno, la elastina y otras moléculas proteicas dentro de un volumen de tejido acoplado rompiendo los puentes de hidrógeno inter e intramoleculares, seguido de otro entrecruzamiento con relajación térmica para crear una masa de tejido fusionada. Fácilmente se puede entender que el calentamiento óhmico en el tejido, si no uniforme, puede, como mucho crear puntos localizados de tejido verdaderamente “soldado”. Dicho volumen de tejido desnaturalizado no uniformemente sigue estando “coagulado” e impedirá el flujo sanguíneo en la vasculatura pequeña que contiene poca presión. No obstante, dicho tejido desnaturalizado no uniformemente no creará un sello con una resistencia significativa, por ejemplo en arterias de 2 mm a 10 mm que contienen presiones elevadas.

Volviendo a la FIG. 1C, es razonable preguntar si es probable que el abordaje de “ajuste de potencia” de la liberación de energía cause una temperatura uniforme dentro de cada volumen de tejido a escala de micrómetros en la malla de forma simultánea y mantenga dicha temperatura dentro de un intervalo de tiempo determinado. La FIG. 1C muestra que las paredes opuestas de los vasos 2a y 2b están comprimidas con vistas fantasmas en corte transversal de los electrodos de polaridad contraria en ambos lados del tejido. Una ventaja de dicha disposición de los electrodos es que el 100 % de cada superficie de acoplamiento de la mordaza comprende un conductor “activo" de corriente eléctrica, por tanto ningún tejido se acopla mediante un aislador que, en teoría, produciría un punto muerto (sin calentamiento óhmico) próximo al aislador. La FIG. 1C representa gráficamente las “trayectorias” p de la corriente en el tejido a un intervalo de tiempo arbitrario que puede ser de microsegundos (!s). Dichas trayectorias p de la corriente tendrían un flujo aleatorio y constante, junto con las trayectorias temporales más conductoras a través del tejido entre los electrodos de polaridad opuesta. Se pretende que el grosor de las “trayectorias” representa los niveles de potencia de ajuste constante. Si se asume que la duración de la densidad de la energía a lo largo de cualquier trayectoria o de la corriente está dentro del intervalo de microsegundos antes de encontrar una nueva trayectoria conductora, y el tiempo de relajación térmica del tejido está en el intervalo de milisegundos (ms), ¿cuál es la probabilidad de que dichas trayectorias de la corriente completamente aleatorias vuelvan y mantengan cada volumen de tejido a escala de micrómetros a la temperatura objetivo antes de la relajación térmica? Dado que la hidratación de tejido se reduce constantemente durante el calentamiento óhmico, cualquier región de tejido más desecado necesariamente perderá su calentamiento óhmico y será incapaz de “soldarse” a los volúmenes de tejido adyacentes. Probablemente, el abordaje de “ajuste de potencia” sea útil en la prevención de la rápida desecación global del tejido. No obstante, se ha postulado que ningún abordaje que dependa de trayectorias p de corriente completamente “aleatorias” en el tejido, con independencia del nivel de potencia, puede producir desnaturalización simultánea de los constituyentes del tejido en todos los volúmenes de tejido acoplado y, por tanto, no puede crear en el tejido una “soldadura” eficaz de resistencia elevada

En referencia a la FIG. 1D, es posible evaluar el segundo abordaje de "dirección de la trayectoria de la corriente" para la liberación de energía en una estructura de mordazas. La FIG. 1D representa las paredes del vaso 2a y 2b acopladas entre las superficies de mordazas opuestas con vistas fantasmas de sección transversal de electrodos de polaridad opuesta (+) y (-) a cada lado del tejido acoplado. En una vista de sección transversal se muestra un aislador indicado en 10, que aísla eléctricamente los electrodos en la mordaza. Una desventaja significativa del uso de un aislador 10 en una superficie de acoplamiento de la mordaza es que no se puede liberar calentamiento óhmico del tejido directamente en el volumen de tejido acoplado por el aislador 10 (véase la FIG. 1D). El tejido que entra en contacto directo con el aislado 10 solo se calentará óhmicamente cuando una trayectoria de la corriente p se extiende a través del tejido entre los electrodos separados. La FIG. 1D representa gráficamente las trayectorias p de la corriente en cualquier intervalo de tiempo arbitrario, por ejemplo en el intervalo de !s. De nuevo, dichas trayectorias o de la corriente serán aleatorias y de flujo constante a lo largo de trayectorias conductoras transitorias.

Este tipo de densidad de energía de RF transitoria en las trayectorias p a través del tejido, cuando cualquier trayectoria puede producirse únicamente para un intervalo de microsegundos, no es probable que desnaturalice de forma uniforme las proteínas en la totalidad del volumen de tejido acoplado. Se cree que el enfoque de “dirección de trayectoria de la corriente” para sellar el tejido solo puede conseguir coagulación tisular o sellos con una resistencia limitada.

Breve resumen de la invención

Los sistemas y procedimientos correspondientes a la invención se refieren a crear “soldaduras” o “fusión” térmicas en volúmenes de tejido nativo. Los términos alternativos de “soldadura” de tejido y de “fusión” de tejido se usan de forma intercambiable en el presente documento para describir tratamientos térmicos de un volumen de tejido objetivo que tienen como resultado una masa de tejido fusionado sustancialmente uniforme que proporciona una considerable resistencia a la tracción inmediatamente después del tratamiento. Esta resistencia a la tracción (no importa como se mida) es particularmente importante (i) para soldar vasos sanguíneos en procedimientos de trisección de vasos,

(ii) para soldar los márgenes del órgano en procedimientos de resección,

(iii) para soldar otros conductos anatómicos en los que se requiere un cierre permanente, y, también, (iv) para anastomosis de vasos, cierre de vasos u otros procedimientos que unen estructuras anatómicas o porciones de las mismas.

La soldadura o fusión de tejido, como se divulga en el presente documento, se tiene que distinguir de “coagulación”, “sellado”, “hemostasia” y otros términos descriptivos similares que en general se refieren al colapso y oclusión del flujo sanguíneo dentro de vasos sanguíneos pequeños o tejido vascularizado. Por ejemplo, cualquier aplicación en la superficie de energía térmica puede producir coagulación o hemostasis, pero no entra dentro de la categoría de “soldadura” tal como se usa el término en el presente documento. Dicha coagulación en la superficie no crea una soldadura que proporciona una resistencia considerable en el tejido afectado.

A nivel molecular, el fenómeno de tejido verdaderamente “soldado”, como se ha divulgado en el presente documento, puede no entenderse del todo. No obstante, los autores han identificado los parámetros a los cuales se puede conseguir la soldadura del tejido. Una “soldadura” eficaz, como se divulga en el presente documento, es el resultado de la desnaturalización térmica del colágeno, elastina y otras moléculas proteicas en un volumen de tejido objetivo para crear una amalgama proteinácea transitoria líquida o similar a un gel. Una densidad de energía seleccionada se proporciona en el tejido objetivo para producir una degradación hidrotérmica de reticulaciones de hidrógeno intra e intermoleculares en el colágeno y otras proteínas. La amalgama desnaturalizada se mantiene a un nivel seleccionado de hidratación sin desecación para un intervalo de tiempo seleccionado que puede ser muy breve. El volumen de tejido objetivo se mantiene a un nivel muy alto seleccionado de compresión mecánica para garantizar que las hebras no hiladas de las proteínas desnaturalizadas están en proximidad estrecha para permitir su entrelazado y enredo. Tras la relajación térmica, la amalgama entremezclada tiene como resultado una “maraña proteica”, ya que se produce re-cruzamiento o renaturalización para producir de este modo una masa fusionada uniforme.

Para apreciar mejor la escala a la cual se produce la desnaturalización térmica de proteínas y a la cual se produce la deseada maraña y recruzamiento de proteínas deseados considérese que una molécula de colágeno en su estado nativo tiene un diámetro de aproximadamente 15 Angstroms. La molécula de colágeno consiste en una triple hélice de péptido de aproximadamente 1.000 Angstroms de longitud (véase la FIG. 2). En otras palabras, un único !m3 (micrómetro cúbico) de tejido objetivo de la soldadura contendrá decenas de miles de dichas moléculas de colágeno. En la FIG. 2, cada volumen de tejido en la malla representa un tamaño arbitrario de aproximadamente 1 !m a 5 !m (micrómetros). Se cree que la elastina y otras moléculas procedentes de la desnaturalización tienen una dimensión similar al colágeno.

Para soldar el tejido, o, más específicamente, para inducir térmicamente la desnaturalización proteica y la consiguiente maraña y reticulación en un volumen de tejido objetivo, se ha conocido que se deben controlar los siguientes parámetros interconectados.

(i) Temperatura de la desnaturalización térmica. Se debe elevar la temperatura de la desnaturalización térmica, Td, del volumen de tejido objetivo, que varía de aproximadamente 50 ºC a 90 ºC, y, más específicamente, es de aproximadamente 60 ºC a 80 ºC. La Td óptima dentro del intervalo de temperatura más grande depende además de la duración de los efectos térmicos y el nivel de presión aplicado al tejido acoplado.

ii) Duración del tratamiento. El tratamiento térmico se debe extender durante un tiempo seleccionado, que, dependiendo del volumen de tejido acoplado, puede variar de menos de 0,1 segundos a aproximadamente 5 segundos. Como se describirá más adelante, el sistema de la invención usa una duración del tratamiento térmico que varía de aproximadamente 500 ms a aproximadamente 3.000 ms. Dado que los objetivos de la maraña proteica se producen a la Td que se puede conseguir en ms (o incluso en microsegundos), esta divulgación describirá, en general, la duración del tratamiento en ms.

(iii) Elevación de la temperatura; uniformidad del perfil de la temperatura. No hay límite de la velocidad a la cual se puede elevar la temperatura dentro del tejido objetivo. No obstante, es de suma importancia mantener una temperatura muy uniforme a través del volumen de tejido objetivo de modo que se desnaturalicen “todas” las proteínas dentro del mismo intervalo de microsegundos. Solo la relajación térmica de una temperatura uniforme Td puede tener como resultado una completa maraña proteica y re-reticulación a través de la totalidad de un volumen de tejido. Sin dicha uniformidad de la elevación de la temperatura y relajación, el tejido tratado no se convertirá en una masa de tejido fusionado y, por tanto, no tendrá la resistencia deseada.

En otras palabras, es necesario depositar bastante energía en el volumen objetivo para elevarla a la temperatura Td deseada antes de difundirse en los volúmenes de tejido adyacente. El proceso de difusión de calor describe un proceso de conducción y convección, y define un tiempo de relajación térmica del volumen objetivo (a menudo definido como el tiempo sobre el cual la temperatura se reduce a la mitad). Dicho tiempo de relajación térmica aumenta con el cuadrado del diámetro del volumen tratado en un volumen esférico, y disminuye a medida que disminuye el diámetro. En general, se considera que el tejido tiene un tiempo de relajación térmica en el intervalo de 1 ms. En un volumen de tejido no comprimido, o un volumen de tejido ligeramente comprimido, la relajación térmica del tejido en una aplicación de RF normalmente evitará una soldadura uniforme, ya que las trayectorias aleatorias de la corriente tienen como resultado un calentamiento óhmico no uniforme (véanse las FIGS. 1C-1D).

(iv): Superficies de acoplamiento del instrumento. La(s) superficie(s) de acoplamiento del instrumento debe tener características que garantizan que cada micrómetro cuadrado de la superficie del instrumento está en contacto con el tejido durante la aplicación de la energía de RF. Cualquier hueco de aire entre la superficie de acoplamiento y el tejido puede producir un arco de energía eléctrica a través del hueco aislante, de modo que tiene como resultado la carbonización del tejido. Dicha carbonización (desecación) impedirá completamente la soldadura del volumen de tejido localizado y tendrá como resultado otros efectos colaterales que debilitarán cualquier intento de soldadura. Por este motivo, las superficies de acoplamiento correspondientes a la invención son (i) sustancialmente lisos a una macroescala y (ii) al menos parte de una matriz elastomérica que puede adaptarse a la superficie del tejido dinámicamente durante el tratamiento. La estructura de mordaza de la invención normalmente tiene elementos de agarre laterales a las superficies de acoplamiento que liberan energía. Por otro lado, los bordes dentados de agarre pueden producir "huecos" no deseados y bolsas de aire atrapado a microescala entre el tejido y las superficies de acoplamiento.

(v): Presión. Se ha descubierto que las presiones mecánicas externas sobre un volumen de tejido objetivo son cruciales para soldar el tejido, por ejemplo entre las superficies de acoplamiento de una estructura de mordaza. En

un aspecto, como se ha descrito anteriormente, las fuerzas de alta compresión pueden hacer que las proteínas desnaturalizadas se trituren, de modo que se facilita el entremezclado o intercalación de las proteínas desnaturalizadas que, en última instancia, tendrán como resultado un grado elevado de reticulación tras la relajación térmica.

Por tanto, aparatos, tales como dispositivos electroquirúrgicos de acuerdo con la presente invención, comprenden una superficie de acoplamiento de tejido y un cuerpo de resistencia eléctrica variable que forma al menos una porción de dicha superficie de acoplamiento del tejido. El cuerpo proporciona una multiplicidad de trayectorias de flujo de resistencia eléctrica baja. Las trayectorias del flujo de la corriente eléctrica permanecen en su estado de resistencia baja cuando están a la temperatura corporal y durante alguna cantidad predeterminada por encima de la temperatura corporal, pero mostrarán un incremento de la resistencia eléctrica cuando cualquier porción se caliente por encima de una temperatura preseleccionada, normalmente en el intervalo de 50 ºC a 80 ºC, a menudo en el intervalo de 65 ºC a 75 ºC. Otros intervalos concretos para la transición de resistencia baja a resistencia alta se establecen en otro lugar de la presente solicitud.

Normalmente, el cuerpo de resistencia eléctrica variable comprende una matriz tridimensional de partículas eléctricamente conductoras distribuidas a lo largo de al menos una porción de una matriz no conductora eléctricamente expansora térmicamente. Las partículas se distribuirán de modo que un número suficiente de las mismas estén en contacto para proporcionar la multiplicidad de las trayectorias de flujo de corriente eléctrica a través de la matriz, mientras la matriz permanece a o por debajo de la temperatura preseleccionada. No obstante, cuando se calienta por encima de dicha temperatura preseleccionada, la matriz se expande térmicamente, rompiendo el contacto eléctrico entre al menos algunas de las partículas eléctricamente conductoras adyacentes previamente, de modo que se rompe el contacto eléctrico y se produce un incremento de la resistencia eléctrica dentro de la trayectoria del flujo relacionada, Los tamaños y tipos preferidos de partículas eléctricamente conductoras se exponen en otro lugar de la presente solicitud. Ejemplos de materiales de la matriz tendrán un coeficiente alto de expansión térmica, normalmente una cerámica o un elastómero termoplástico, tal como un elastómero de silicona. Como se pone de ejemplo en otro lugar del presente documento, los dispositivos normalmente comprenderán una estructura de mordaza, habitualmente un par de mordazas opuestas, en las que la superficie de acoplamiento al tejido está dispuesta sobre al menos una de las mordazas y, a menudo, en las dos mordazas opuestas.

Los procedimientos de acuerdo con la presente descripción para liberar energía de alta frecuencia al tejido y que no forman parte de la presente invención comprenden acoplar dicho cuerpo de resistencia eléctrica variable contra el tejido. El cuerpo proporcionará una multiplicidad de trayectorias de flujo de resistencia eléctrica baja cuando están a temperatura corporal. Aplicando corriente eléctrica de alta frecuencia al tejido a través del cuerpo, se puede conseguir el calentamiento óhmico del tejido. Cuando dicho calentamiento del tejido es lo suficientemente alto, la porción del cuerpo en contacto con el tejido también tendrá la temperatura elevada. Cuando la temperatura se eleva por encima de un nivel preseleccionado, al menos alguna de la multiplicidad de trayectorias del flujo de la corriente en el cuerpo mostrarán mayor resistencia eléctrica, de modo que inhibe el flujo de la corriente a través de dicha trayectoria y reduce o elimina el calentamiento del tejido en contacto con dicha porción del cuerpo.

En otro aspecto, las fuerzas de alta compresión propuestas (se cree) pueden incrementar el tiempo de relajación térmica del tejido acoplado prácticamente en una cantidad infinita. Con el tejido acoplado altamente comprimido a la dimensión de una membrana entre superficies de acoplamiento opuestas, por ejemplo hasta un espesor de aproximadamente 0,001" (0,254 mm), efectivamente hay poco tejido “capturado” en el que pueda tener lugar la difusión térmica. Además, la sección transversal de tejido muy fino en los márgenes del tejido acoplado impide la conducción de calor a volúmenes de tejido fuera de la estructura de la mordaza.

En otro aspecto más, las fuerzas de alta compresión producen primero la migración lateral de fluidos desde el tejido acoplado que ayuda al posterior procedimiento de soldadura. Se ha descubierto que los tejidos muy hidratados no son necesarios en la soldadura de tejidos. Lo que es importante es mantener el tejido objetivo a un nivel seleccionado sin desecación, como es habitual en la técnica anterior. Además, las fuerzas de compresión muy alta producen una distribución uniforme de la hidratación a través del volumen de tejido acoplado antes de la liberación de energía.

En otro aspecto más, las fuerzas de compresión alta garantiza que los planos de acoplamiento de las mordazas están en contacto completo con las superficies de los tejidos objetivo, lo que impide cualquier posibilidad de que se forme un arco de energía eléctrica a través de un "hueco" que produciría la carbonización del tejido, como se ha descrito anteriormente.

Un ejemplo divulgado en el presente documento está particularmente adaptado para, en efecto, la localización espacial y modulación de la aplicación de energía de RF a través de "píxeles” a escala de micrómetros de una superficie de acoplamiento. La estructura de la mordaza del instrumento define planos de acoplamiento opuestos que aplican una compresión mecánica alta al tejido acoplado. Al menos un plano de acoplamiento tiene una capa de superficie que comprende una primera y segunda porciones de una matriz resistiva-conductora que incluye, preferentemente, un elastómero, como silicona (primera porción) y partículas conductoras (segunda porción) distribuidas en su interior. Una fuente eléctrica se acopla a la punta de trabajo de modo que la combinación de la matriz resistiva-conductora y el tejido acoplado son conductores opuestos intermedios que defines la primera y la segunda polaridad de la fuente eléctrica acoplada. La matriz resistiva-conductora está diseñada para exhibir características de resistencia única frente a la temperatura, en la que la matriz mantiene una resistencia base baja sobre un intervalo de temperatura seleccionado con un incremento espectacular de la resistencia sobre un intervalo estrecho seleccionado de temperatura.

En operación, se puede entender que el flujo de la corriente a través de la matriz resistiva-conductora y el plano de acoplamiento se aplicará energía de RF activa (calentamiento óhmico) al tejido acoplado hasta el punto de tiempo en el que cualquier porción de la matriz se calienta hasta un intervalo que reduce considerablemente su conductancia. Este efecto se producirá a través de la superficie de la matriz, por lo que se permite que cada porción de la matriz libere un nivel independiente de potencia a su través. Se puede depender de esta presente reducción localizada de la aplicación de energía RF para evitar cualquier deshidratación considerable de tejido próxima al plano de acoplamiento. El sistema elimina la posibilidad de desecación, de modo que se cumple otro de los diversos parámetros descritos anteriormente.

La matriz resistiva-conductora y el cuerpo de la mordaza correspondientes a la invención puede proporcionar además una sección transversal y una masa adecuadas para proporcionar una capacidad térmica sustancial. Por tanto, cuando la temperatura de la matriz se eleva hasta el intervalo de tratamiento térmico seleccionado, el calor retenido del volumen de la matriz puede aplicar con eficacia energía térmica al volumen de tejido acoplado por medio de conducción y convección. En operación, la punta de trabajo puede modular de forma automática la aplicación de energía al tejido entre el calentamiento de RF activo y el calentamiento conductor pasivo del tejido objetivo para mantener un nivel de temperatura objetivo.

De interés concreto, otra realización del sistema divulgada en el presente documento se adapta para producir una “onda” de tratamiento óhmico para pasar por el tejido con el fin de desnaturalizar los constituyentes del tejido a su paso. De nuevo, esta realización usa al menos un plano de acoplamiento en una estructura de mordaza que porta una matriz resistiva-conductora como se ha descrito previamente. Al menos uno de los conductores de polaridad opuesta tiene una porción del mismo expuesta en el plano de acoplamiento. La matriz resistiva-conductora, de nuevo, está intermedia entre los conductores de polaridad opuesta. Cuando se inicia la liberación de potencia, la matriz define una “interfaz” en ella en la que las microcorrientes son más intensas alrededor de la interfaz de las dos polaridades, ya que la matriz no es un simple conductor. De hecho, el tejido acoplado se convierte en una extensión de la interfaz de las microcorrientes creadas por la matriz, que, por tanto, localiza el calentamiento óhmico a través del tejido próximo a la interfaz. La interfaz de las polaridades y las microcorrientes dentro de la matriz estará en el flujo debido a la menor conductancia alrededor de la interfaz, ya que la matriz tiene una temperatura elevada. Por tanto, una zona “similar a una ola” de microcorrientes entre las polaridades se propagará a través de la matriz y a través del tejido acoplado. Por medio del tejido acoplado con una matriz resistiva-conductora se puede hacer que una onda de densidad de energía pase a través del tejido para desnaturalizar uniformemente las proteínas, que, después. Se reticularán para crear una única soldadura fuerte.

En general, el sistema de matrices resistivas-conductoras para la liberación de la energía de RF proporciona de forma ventajosa medios para la localización espacial y la modulación de la aplicación de energía para localizaciones seleccionadas pequeñas a través de una única superficie de emisión de energía acoplada a una única fuente de energía.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la liberación de la energía de RF proporciona de medios para producir una onda dinámica de calentamiento óhmico en tejido para su propagación por el tejido acoplado.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la liberación de la energía de RF permite la exposición de los potenciales eléctricos opuestos en una única superficie de acoplamiento con una matriz conductora entre ellos para permitir que el 100 % de la superficie de acoplamiento emita energía al tejido.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la aplicación de energía de RF en el tejido permite exponer el potencial eléctrico bipolar en una única superficie de acoplamiento sin una porción aislante intermedia.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la liberación de energía permite la modulación automática de calentamiento óhmico activo y calentamiento pasivo mediante conducción y convección para tratar el tejido.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la aplicación de energía al tejido permite de forma ventajosa la creación de “soldaduras” en el tejido en aproximadamente 500 ms a 2 segundos.

El sistema de matrices resistivas-conductoras para la aplicación de energía al tejido proporciona “soldaduras” en los vasos sanguíneos que tienen una resistencia muy elevada.

La invención se define en las reivindicaciones. Las realizaciones que no entran dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas se proporcionan solamente con fines ilustrativas y no forman parte de la presente invención.

Breve descripción de las figuras

La FIG. 1A es una vista de un vaso sanguíneo objetivo de soldadura.

La FIG. 1B es una vista transversal muy agrandado de porciones de paredes opuestas del vaso sanguíneo de la FIG. 1A a lo largo de la línea 1B-1B de la FIG. 1A.

La FIG. 1C es una representación gráfica de paredes opuestas de un vaso sanguíneo acoplado mediante las mordazas electroquirúrgicas de la técnica anterior que muestran trayectorias aleatorias de la corriente (que producen calentamiento óhmico) a través del tejido acoplado entre los electrodos de polaridad opuesta.

La FIG. 1D es una representación gráfica de paredes opuestas de un vaso sanguíneo acoplado mediante las mordazas electroquirúrgicas de la técnica anterior con un aislante entre electrodos de polaridad opuesta en cada lado del tejido que muestran trayectorias aleatorias de la corriente (calentamiento óhmico).

La FIG. 2 representa gráficamente un vaso sanguíneo acoplado mediante mordazas electroquirúrgicas hipotéticas bajo una compresión muy elevada con una superficie de liberación de energía próxima al tejido.

La FIG. 3A es una vista en perspectiva de una estructura de mordaza de un instrumento de soldadura y transección de estructura que porta un sistema de matriz resistiva-conductora de tipo “A” correspondiente a la invención.

La FIG. 3B es una vista transversal de la estructura de mordaza de la FIG. 3A a lo largo de la línea 3B-3B de la FIG. 3A que muestra la localización de las matrices conductoras-resistivas.

La FIG.4 es una vista en perspectiva de otro instrumento quirúrgico de ejemplo que porta un sistema de matriz resistiva-conductora de tipo “A” para soldar un tejido.

La FIG. 5 es una vista transversal de la estructura de mordaza de la FIG. 4 a lo largo de la línea 5-5 de la FIG. 4 que muestra los detalles de la matriz conductora-resistiva.

La FIG. 6 es un gráfico que muestra (i) perfiles de resistencia a la temperatura de matrices conductotas-resistivas alternativas que pueden estar en la mordaza de la FIG. 5, (ii) la impedancia del tejido e (iii) la resistencia combinada de la matriz y el tejido medida por un controlador del sistema.

La FIG. 7A es una vista agrandada de una porción de la matriz conductora-resistiva y el cuerpo de la mordaza de la FIG. 5 que muestra una primera porción de un elastómero y una segunda porción de partículas conductoras a una temperatura de reposo.

La FIG. 7B es otra vista de la matriz conductora-resistiva y el cuerpo de la mordaza de la FIG. 7A después de elevar una porción a una temperatura más alta para modular el flujo de la microcorriente a su través, de modo que representa un procedimiento de la invención en la localización espacial y modulación de la aplicación de la energía de RF de una matriz conductora-resistiva que acopla el tejido.

La FIG. 8A es otra vista agrandada de la matriz conductora-resistiva de la FIG. 7A que muestra la primera porción (elastómero) y la segunda porción (elementos conductores) y las trayectorias de las microcorrientes a su través.

La FIG. 8B es otra vista agrandada de la matriz de la FIG. 7B que muestra el efecto del incremento de la temperatura y el modo por el cual se produce la resistencia al flujo de la microcorriente en el procedimiento de localizar espacialmente y modular la aplicación de la energía de RF.

La FIG. 9 es una vista agrandada de una matriz conductora-resistiva alternativa similar a la de la FIG. 7A que se dopa adicionalmente con partículas térmicamente conductoras y eléctricamente no conductoras.

La FIG. 10 es una estructura de mordaza alternativa similar a la de las FIGS. 5 y 7A excepto porque porta matrices conductoras-resistivas en las superficies de acoplamiento de ambas mordazas opuesta.

La FIG. 11 es una vista transversal muy agrandada de las morfazas de la FIG. 10 a lo largo de la línea 11-11 de la FIG. 10.

La FIG. 12 es una vista transversal de otra estructura de mordaza de ejemplo que porta un sistema de matriz conductora-resistiva de Tipo “B” para soldar tejido que usa electrodos de polaridad opuesta con una matriz conductora-resistiva intermedia en la superficie de acoplamiento.

La FIG. 13A es una vista transversal de la mordaza de tipo "B" alternativa con una pluralidad de electrodos de polaridad opuesta con matrices conductora-resistiva intermedias en la superficie de acoplamiento.

La FIG. 13B es una vista transversal de la mordaza de tipo "B" similar a la de la FIG. 13A con una pluralidad de electrodos de polaridad opuesta con matrices conductoras-resistivas intermedias en la superficie de acoplamiento e una orientación angular diferente.

La FIG. 13C es una vista transversal de otra mordaza de tipo "B" similar a la de las FIGS. 13A-13B con una pluralidad de electrodos de polaridad opuesta con matrices conductoras-resistivas intermedias en otra orientación angular.

Las FIGS. 14A-14C ilustran gráficamente un procedimiento de la invención al causar una onda de densidad de energía de RF para propagarla a través y la membrana de tejido acoplado para desnaturalizar los constituyentes del tejido:

Siendo la FIG. 14A la superficie de acoplamiento de la membrana de tejido de acoplamiento de la FIG. 12 en el momento en que se inicia la liberación de energía produciendo microcorrientes localizadas y calentamiento óhmico del tejido;

Siendo la FIG. 14B la superficie de acoplamiento de la FIG. 12 después de un intervalo de tiempo arbitrario de milisegundos o microsegundos que representan la propagación de frentes de onda de energía hacia fuera desde las microcorrientes localizadas iniciales a medida que la temperatura y la resistencia localizadas de la matriz aumentan; y

Siendo la FIG. 14C la superficie de acoplamiento de la FIG. 12 tras otro muy breve intervalo que representa la propagación de los frentes de onda de la densidad de energía hacia fuera en el tejido debido al incremento de la temperatura y la resistencia de las porciones de la matriz.

La FIG. 15 es una vista transversal agrandada de la estructura de mordaza de ejemplo de la FIG. 13A con una pluralidad de conductores de polaridad opuesta en cualquier lado de las porciones de la matriz conductora-resistiva.

La FIG. 16 es una vista transversal de una estructura de mordaza similar a la FIG. 15 con una pluralidad de conductores de polaridad opuesta que flotan dentro de las porciones de la matriz conductora-resistiva elastomérica.

La FIG. 17 es una vista transversal de una estructura de mordaza similar a la de la FIG. 16 con un único conductor central que flota sobre una matriz conductora-resistiva elastomérica convexa con conductores de polaridad opuesta en localizaciones no integradas.

Las FIGS. 18A-18C proporcionan vistas gráficas simplificadas del procedimiento de producir una onda de densidad de energía de RF en la realización de la FIG. 17, similar al procedimiento mostrado en las FIGS. 14A-14C:

La FIG. 18A correspondiente a la vista de la FIG. 14A que muestra el inicio de la liberación de la energía;

La FIG. 18B correspondiente a la vista de la FIG. 14B que muestra la propagación de los frentes de onda de la densidad de la energía hacia fuera; y

La FIG. 18C correspondiente a la vista de la FIG. 14C que muestra la propagación adicional hacia fuera de los frentes de onda de la densidad de la energía para soldar de este modo el tejido.

La FIG. 19 es una vista transversal de otra estructura de mordaza de ejemplo que porta dos porciones de matriz conductora-resistiva, teniendo cada una un durómetro diferente y un perfil de coeficiente de temperatura diferente.

La FIG. 20 es una vista transversa de un montaje de mordaza que tiene el plano de acoplamiento de la FIG. 17 transportado en una mordaza de tipo transección similar a la de las FIGS. 3A-3B.

La FIG. 21 es una vista transversal de una estructura de mordaza alternativa similar con una superficie de acoplamiento completamente metalizada acoplada al primero y al segundo electrodo de polaridad en porciones adyacentes de la misma.

La FIG. 22 es una vista agrandada de la superficie de acoplamiento completamente metalizada de la FIG. 21 que muestra el primero y el segundo electrodo de polaridad que están acoplados a la capa de película metálica.

La FIG. 23 es una superficie de acoplamiento alternativa similar a la de la FIG. 12 con al menos una capa de refrigeración termoeléctrica acoplada a la matriz conductota-resistiva.

Descripción detallada de la invención

Volviendo a la FIG. 2, se puede entender conceptualmente que los requisitos clave para soldar térmicamente el tejido hacen referencia a: (i) medios para “localización espacial no aleatoria” de densidades de energía en el tejido acoplado y (ii) medios para “intervalos de tiempo controlados” de aplicación de potencia de dichas densidades de energía espacialmente localizadas y (iii) medios para “modular el nivel de potencia” de cualquiera de estas aplicaciones de energía localizadas y de tiempo controlado.

La FIG. 2 ilustra un volumen de tejido hipotético con una superficie de acoplamiento de la mordaza inferior 15 lejos del tejido. El tejido está acoplado en una compresión muy alta, que está indicada por las flechas de la FIG. 2. La superficie de acoplamiento 15 se muestra como dividida en una malla hipotética de “píxeles” o áreas de superficie dimensionadas en micrómetros 20. Por tanto, la FIG. 2 ilustra gráficamente que para crear una soldadura de tejido efectiva, la liberación de energía deberá controlarse y localizarse espacialmente no aleatoriamente respecto a cada píxel 20 de la superficie de acoplamiento 15.

Todavía en referencia a la FIG.2 se puede entender que hay dos modalidades en las que las aplicaciones de energía localizada espacialmente y de tiempo controlado pueden crear una densidad de energía uniforme en el tejido para la desnaturalización de proteínas. En una primera modalidad, todos los micrómetros cúbicos del tejido acoplado (FIG. 2) se pueden elevar a la densidad de energía y temperatura requeridas de forma contemporánea para crear una soldadura. En una segunda modalidad, una “onda” de la densidad de energía requerida puede pasar por el tejido acoplado y, de este modo, puede dejar el tejido soldado a su paso. Los autores han investigado, desarrollado e integrado sistemas de RF para realizar estas modalidades.

1. Estructuras de mordaza de ejemplo para soldar tejido. Las FIGS. 3A y 3B ilustran una punta de trabajo de un instrumento de agarre quirúrgico correspondiente a la invención que se adapta para transeccionar el tejido capturado y para soldar de forma contemporánea los márgenes del tejido capturado con la aplicación controlada de la energía de RF. El montaje de la mordaza 100ª se lleva a cabo en el extremo distal 104 de un miembro manguito introductor 106 que puede tener un diámetro que varía de aproximadamente 2 mm a 20 mm para colaborar con la cánula en cirugías endoscópicas o para usar en procedimientos quirúrgicos abiertos. La porción introductora 106 se extiende desde un asa proximal (no se muestra). El asa puede ser de cualquier tipo de agarre de tipo pistola u otro tipo de asa conocida en la técnica que dispone de palancas de accionamiento, gatillos o deslizadores para accionar las mordazas y no tienen que describirse con mayor detalle. La porción manguito introductor 106 tiene un orificio 108 que se extiende a su través para portar mecanismos de accionamiento para accionar las mordazas y portar los cables eléctricos 109a-109b para la liberación de energía eléctrica a los componentes electroquirúrgicos de la punta de trabajo.

Como se puede ver en las FIGS. 3A y 3B, el montaje de la mordaza 100A tiene un primer elemento de mordaza (inferior) 112A y un segundo elemento de mordaza (superior) 112B que están adaptados cerca o próximo alrededor del eje 115. Los elementos de mordaza pueden ser móviles o una única mordaza puede rotar para proporcionar las posiciones de mordaza abierta y de mordaza cerrada. En la realización de ejemplo de las FIGS.3A y 3B, ambas mordazas son móviles con respecto a la porción introductora 106.

De interés particular, el mecanismo de abertura-cierre del montaje de la mordaza 100A es capaz de aplicar fuerzas de compresión muy alta sobre tejido sobre la base de mecanismos de leva con un miembro de reciprocidad 140. Las superficies de acoplamiento proporcionan además un acoplamiento positivo de las superficies de leva (i) para mover el montaje de mordaza a la (segunda) posición cerrada para aplicar fuerzas de compresión muy altas y (ii) para mover las mordazas hacia la (primera) posición abierta para aplicar fuerzas de abertura sustancialmente altas para “diseccionar” el tejido. Esta característica importante permite al cirujano insertar la punta de las mordazas cerradas en un plano de tejido diseccionable y, después, abrir las mordazas para aplicar dichas fuerzas de disección contra los tejidos. Los instrumentos de la técnica anterior disponen de muelles hacia la posición abierta que no es útil para diseccionar tejido.

En la realización de las FIGS. 3A y 3B, un miembro de reciprocidad 140 se puede accionar desde el asa del instrumento mediante cualquier mecanismo adecuado, tal como una palanca, que se acopla a un extremo proximal 141 del miembro 140. El extremo proximal 141 y la porción interna del miembro 140 están dimensionados para estar en posición recíproca dentro del orificio 108 del manguito introductor 106. La porción distal 142 del miembro de reciprocidad 140 porta el primero (inferior) y el segundo (superior) elemento de lengüeta de extensión lateral 144A y 144B que están acoplados mediante un elemento transversal intermedio 145. El elemento transversal además está adaptado para transeccionar tejido capturado entre las mordazas con un borde principal 146 (FIG. 3A) que puede ser una cuchilla o un electrodo de corte. El elemento transverso 145 está adaptado para deslizar dentro de los canales 148a y 148b en el par de primera y segunda mordazas para abrir y cerrar de este modo las mordazas. La acción de la leva del miembro de vaivén 140 y las superficies de las mordazas se describen con detalles completos en la solicitud de patente de EE.UU. provisional pendiente de tramitación nº de serie 60/337.695, presentada el 12 de enero de 2002 (nº de registro SRX013) titulada Estructura de la mordaza para instrumento electroquirúrgico y procedimiento de uso.

En las FIGS. 3A y 3B, la primera y la segunda mordaza 112A y 112B se cierran alrededor de un plano de acoplamiento 150 y definen las capas de superficie de acoplamiento del tejido 155A y 155B que contactan y liberan energía a los tejidos acoplados desde el medio de energía eléctrica, como se describirá más adelante. Las mordazas pueden tener cualquier longitud adecuada con dientes o bordes dentados 156 para agarrar el tejido. Una realización preferida de las FIGS. 3A y 3B proporciona dichos bordes dentados 156 en una porción interna de las mordazas a lo largo de los canales 148a y 148b, de modo que permite capas de superficie de acoplamiento sustancialmente lisas 155A y 155B lateralmente hacia fuera de los elementos de agarre del tejido. La longitud axial de las mordazas 112A y 112B indicada en L puede ser cualquier longitud adecuada dependiendo de la estructura anatómica dirigida a la transección y sellado, y, normalmente, variará de aproximadamente 10 mm a 50 mm. El montaje de la mordaza puede aplicar una compresión uy alta sobre longitudes mucho más largas, por ejemplo de hasta aproximadamente 200 mm, para reseccionar y sellar órganos como los pulmones o el hígado. El alcance de la invención también abarca montajes de mordazas para un instrumento usado en microcirugías, en las que la longitud de la mordaza puede ser de aproximadamente 5,0 mm o menos.

En la realización de ejemplo de las FIGS. 3A y 3B, la superficie de acoplamiento 155A de la mordaza inferior 112A está adaptada para liberar energía al tejido, al menos en parte, a través de una matriz conductora-resistiva CM correspondiente a la invención. La superficie de contacto con el tejido 155B de la mordaza superior 112B porta, preferentemente, una matriz conductora-resistiva, o la superficie puede ser un electrodo conductor o una capa aislante, como se describirá más adelante. Como alternativa, las superficies de acoplamiento de las mordazas pueden portar cualquiera de los componentes de liberación de energía divulgados en la patente de EE.UU. 6773409 nº de serie 09/957529 y la solicitud de patente de EE.UU. nº de serie 60/339.501, presentada el 3 de diciembre de 2001 (nº de expediente SRX OR).

Haciendo referencia ahora a la FIG. 4, una estructura de mordaza alternativa 100B se muestra con las mordazas inferior y superior con números de referencia similares 112A-112B. Se ha descubierto que la simple acción de tijeras de las mordazas en la FIG. 4 es útil para soldar tejidos en los procedimientos que no requieren transección tisular. La acción de tijeras de las mordazas puede aplicar fuerzas de compresión alta contra el tejido capturado entre las mordazas para realizar el procedimiento correspondiente a la invención. Como se puede comparando con las FIGS. 3B y 4, las mordazas de cualquiera de las realizaciones 100A o 100B pueden portar los mismos componentes de liberación de energía, que se describen a continuación.

Se ha descubierto que la compresión muy alta del tejido combinada con la liberación de energía de RF controlada es óptima para soldar el volumen de tejido acoplado a la vez que la transección del tejido. Preferentemente, el hueco del acoplamiento g entre los planos de acoplamiento varía de aproximadamente 0,127 mm (0,0005") a aproximadamente 1,27 mm (0.050") o reduce el tejido acoplado al espesor de una membrana. Más preferentemente, el hueco g entre los planos de acoplamiento varía de aproximadamente 0,254 mm (0,001") a aproximadamente 0,127 mm (0,005").

2. Sistema de matriz conductora-resistiva de tipo “A” para la liberación controlada de energía en la soldadura de tejido. La FIG. 5 ilustra una vista transversal esquemática agrandada de una estructura de mordaza que porta capas de superficie de acoplamiento 155A y 155B en las mordazas 112A y 112B. Debe apreciarse que las capas de la superficie de acoplamiento 155A y 155B se muestran en una mordaza de tipo tijeras (v. la FIG. 2) por comodidad y el sistema de matriz conductora-resistiva sería idéntico en cada lado de una estructura de mordaza para transección, como se muestra en las FIGS. 3A-3B.

En la FIG. 5 se puede ver que la mordaza inferior 112A porta un componente descrito en el presente documento como CM de matriz conductora-resistiva que está, al menos en parte, expuesta a un plano de acoplamiento 150 que se define como la interfaz entre tejido y una capa de superficie de acoplamiento de la mordaza, 155A o 155B. Más en concreto, la CM de matriz conductora-resistiva comprende una primera porción 160a y una segunda porción 160b. La primera porción es, preferentemente, un material eléctricamente no conductor que tiene un coeficiente de expansión seleccionado que normalmente es mayor que el coeficiente de expansión del material de la segunda porción. En una realización preferida, la primera porción 160a de la matriz es un elastómero, por ejemplo una silicona de calidad médica. La primera porción 160a de la matriz preferentemente no es tampoco un buen conductor térmico. Otros elastómeros termoplásticos entran dentro del alcance de la invención, como también lo hacen las cerámicas que tienen un coeficiente de expansión térmica con los parámetros que se describen más adelante.

En referencia a la FIG. 5, la segunda porción 160b de la matriz CM es un material que es eléctricamente conductor y que se distribuye en la primera porción 160a. En la FIG. 5, la segunda porción 160b está representada (no a escala) como elementos esféricos 162 que están entremezclados dentro de la primera porción elastomérica 160a de la matriz CM. Los elementos 162 pueden tener cualquier forma regular o irregular, y también pueden ser elementos alargados o pueden comprender filamentos conductores. Las dimensiones de los elementos 162 pueden variar desde nanopartículas que tienen una escala de aproximadamente 1 nm a 2 nm a través de un eje principal de los mismos a secciones transversales mucho más grandes de aproximadamente 100 micrómetros en una estructura de mordaza típica. En una mordaza muy grande, los elementos 162 en la matriz CM pueden tener una dimensión más grande que 100 micrómetros en una forma, en general, esférica. Asimismo, la matriz CM puede portar una segunda porción 160b en forma de un filamento (o filamentos) entrelazado similar a la forma de lana de acero incluida dentro de una primera porción elastomérica 160a y entran dentro del alcance de la invención. Por tanto, la segunda porción 160b puede tener cualquier forma que distribuya una masa eléctricamente conductora dentro del volumen global de la matriz CM.

En la mordaza inferior 112A de la FIG. 5, la matriz CM se encuentra sobre una estructura de soporte o porción del cuerpo 158 que puede ser de cualquier metal adecuado o de otro material que tenga la suficiente resistencia para aplicar fuerzas de compresión altas al tejido acoplado. Normalmente, la estructura de soporte 158 porta un recubrimiento aislante 159 para evitar el flujo de corriente eléctrica a los tejidos alrededor del exterior del montaje de la mordaza y entre la estructura de soporte 158 y la matriz CM y un elemento conductor 165 en la misma.

De interés concreto, la combinación de la primera y la segunda porción 160a y 160b proporcionan una matriz CM que es variablemente resistiva (en ohmios-centímetros) en respuesta a los cambios de temperatura en su interior. Como alternativa, en el presente documento se describe la composición de la matriz con la resistencia dependiente de la temperatura como un material de coeficiente de la temperatura. En una realización, seleccionando la proporción de volumen de la primera porción 160a del elastómero no conductor respecto a la proporción del volumen de la segunda porción 160b de las nanopartículas o elementos conductores 162, la matriz CM puede someterse a ingeniería para exhibir cambios muy grandes en la resistencia con un pequeño cambio en la temperatura de la matriz. En otras palabras, el cambio de resistencia con un cambio de la temperatura tiene como resultado un coeficiente de resistencia de la temperatura “positivo”.

En una primera realización preferida, la matriz CM se somete a ingeniería para exhibir una resistencia única frente a las características de temperatura que se representa por una curva temperatura-resistencia con pendiente positiva (véase la FIG. 6). Más en concreto, la primera matriz CM de ejemplo indicada en la FIG. 6 mantiene una resistencia de base baja sobre un intervalo de temperatura base seleccionado con un incremento espectacular de la resistencia por encima de un intervalo de temperaturas estrecho del material (en ocasiones, en el presente documento, se denomina intervalo de desplazamiento, véase la FIG. 6). Por ejemplo, la resistencia base puede ser baja o la conductividad eléctrica alta, entre aproximadamente 37 ºC y 65 ºC, en la que la resistencia aumenta considerablemente a aproximadamente entre 65 ºC y 75 ºC para limitar sustancialmente la conducción a su través (a los niveles de potencia de uso habitual en electrocirugía). En una segunda realización de matriz de ejemplo descrita en la FIG. 6, la matriz CM se caracteriza por una resistencia-temperatura de pendiente positiva más continua sobre el intervalo de 50 ºC a aproximadamente 80 ºC. Por tanto, el alcance de la invención incluye cualquier matriz CM especialmente sometida a ingeniería con una pendiente positiva que es adecuada para soldar tejido como se describe más adelante.

En una realización preferida, la matriz CM tiene una primera porción 160a fabricada con una silicona de calidad médica que está dopada con un volumen seleccionado de partículas conductoras, por ejemplo partículas de carbono en dimensiones de submicrones como se ha descrito anteriormente. En peso, la proporción entre la silicona y el carbono puede variar de aproximadamente 10/90 a aproximadamente 70/30 (silicona/carbono) para proporcionar el intervalo seleccionado al cual la composición de la invención funciona para limitar sustancialmente la conductancia eléctrica a su través. Más preferentemente, el porcentaje de carbono en la matriz CM es de aproximadamente 40 % a 80 %, siendo el resto silicona. Al fabricar una matriz CM de este modo, es preferible usar un tipo de carbono que tenga enlaces moleculares sencillos. Es menos preferible usar un tipo de carbono con dobles enlaces que tiene el potencial de degradarse cuando se usan en una matriz de sección transversal pequeña, de modo que se crea el potencial de una trayectoria conductora permanente dentro de partículas deterioradas de la matriz CM que se fusionan. Se ha desarrollado una composición preferida para proporcionar un intervalo de tratamiento térmico de aproximadamente 75 ºC a 80 ºC, teniendo la matriz aproximadamente un 50-60 por ciento de carbono siendo el resto silicona. La matiz CM correspondiente a la invención se convierte en reversiblemente resistente al flujo de la corriente eléctrica al intervalo de temperatura mayor seleccionado y vuelve a ser sustancialmente conductor entre el intervalo de temperatura base. En una realización preferida, la dureza de la matriz CM basada en silicona está dentro del intervalo de aproximadamente de la escala de dureza Shore A a menos de aproximadamente 95. Más preferentemente, una matriz CM basada en silicona tiene un intervalo Shore A de aproximadamente 20-80. La dureza preferida de la matriz CM basada en silicona es de aproximadamente 150 o inferior en la escala de dureza Shore D. Como se describirá más adelante, algunas realizaciones tienen mordazas que portan porciones de matriz de cooperación que tienen al menos dos puntuaciones diferentes de dureza.

En otra realización, las partículas o elementos 162 puede ser un lecho polimérico con un recubrimiento conductor fino. Un recubrimiento metálico se puede depositar mediante procedimientos de chapado químico u otro procedimiento de depósito de vapor conocido en la técnica y el recubrimiento puede comprender cualquier depósito de película fina adecuada, tal como oro, platino, plata, paladio, estaño, titanio, tántalo, cobre o combinaciones o aleaciones de dichos metales, o capas variadas de dichos materiales. Una forma preferida de depositar un recubrimiento metálico sobre dichos elementos poliméricos comprende una procedimiento de chapado químico proporcionado por Micro Plating, Inc., 8110 Hawthorne Dr., Erie, PA 16509-4654. El espesor del recubrimiento metálico puede variar de aproximadamente 0,000254 mm (0.00001") a 0,127 mm (0.005") (Una matriz CM conductora-resistiva adecuada puede comprender una primera porción cerámica 160a en combinación con una segunda porción de partícula comprimible 160b de dicha esfera polimérica metalizada para crear los efectos ilustrados en las FIGS. (8A-8B más adelante).

Un aspecto de la invención se refiere al uso de una matriz CM como se ilustra esquemáticamente en la FIG. 5 en una capa de superficie de acoplamiento de la mordaza 155a con un intervalo de tratamiento seleccionado entre una primera temperatura (TE1) y una segunda temperatura (TE2) que se aproxima a la temperatura del tejido objetivo para soldar el tejido (véase la FIG. 6). El intervalo de desplazamiento seleccionado de la matriz como se ha definido anteriormente puede ser cualquier intervalo sustancialmente estrecho de 1 ºC a 10 ºC que es aproximadamente el máximo del intervalo de tratamiento que es óptimo para soldar el tejido. Para otra termoterapia, el intervalo de desplazamiento puede entrar dentro de cualquier intervalo de tratamiento de tejido más grande de aproximadamente 50 ºC-200 ºC.

Con independencia del carácter de la pendiente de la curva de temperatura-resistencia de la matriz CM (véase la FIG. 6), una realización preferida tiene una matriz CM que se ha sometido a ingeniería para tener una resistencia seleccionada al flujo de la corriente a través de sus dimensiones seleccionadas en el montaje de la mordaza, cuando a 37 ºC, que varía de aproximadamente 0,0001 ohmios a 1000 ohmios. Más preferentemente, la matriz CM tiene una resistencia diseñada a través de sus dimensiones seleccionadas a 37 ºC que varía de aproximadamente 1,0 ohmios a 1.000 ohmios. Todavía más preferentemente, la matriz CM tiene una resistencia diseñada a través de sus dimensiones seleccionadas a 37 ºC que varía de aproximadamente 25 ohmios a 150 ohmios. En cualquier caso, la resistencia seleccionada a través de la matriz CM en un ejemplo de mordaza a 37 ºC coincide o supera ligeramente la resistencia del tejido o estructura de cuerpo que está acoplada. La matriz CM además se somete a ingeniería para tener una conductancia seleccionada que limita sustancialmente el flujo de la corriente a su través correspondiente a una temperatura seleccionada que constituye el extremo alto (máximo) del intervalo de tratamiento térmico objetivo. Como se ha descrito en general anteriormente, dicha temperatura máxima para soldar tejido puede ser una temperatura seleccionada entre aproximadamente 50 ºC y 90 ºC. Más preferentemente, la temperatura seleccionada a la que la conductancia seleccionada de la matriz limita sustancialmente el flujo de la corriente se produce a una temperatura entre aproximadamente 60 ºC y 80 ºC.

En la mordaza de ejemplo 112A de la FIG. 5, toda el área de superficie de la capa de superficie de acoplamiento 155A comprende la matriz CM conductora-resistiva, en la que la superficie de acoplamiento se define como la porción de contacto con el tejido que puede aplicar potencial eléctrico al tejido. Preferentemente, cualquier superficie de acoplamiento del instrumento tiene una matriz CM comprende al menos un 5 % de su área de superficie. Más preferentemente, la matriz CM comprende al menos un 10 % del área de superficie de la superficie de acoplamiento. Todavía más preferentemente, la matriz CM comprende al menos un 20% del área de superficie de la superficie de acoplamiento de la mordaza. La matriz CM puede tener cualquier dimensión transversal adecuada, indicada generalmente en md1 y md2 en la FIG. 5, y, preferentemente, dicha sección transversal comprende un volumen fraccional significativo de la mordaza respecto a la estructura de soporte 158. Como se describirá más adelante, en algunas realizaciones, es deseable proporcionar una masa térmica para optimizar la conducción pasiva de calor al tejido acoplado.

Como se puede ver en la FIG. 5, el interior de la mordaza 112A porta un elemento conductor (o electrodo) indicado en 165 que contacta con una superficie interior 166 de la matriz CM. El elemento conductor 165 está acoplado por un cable eléctrico 109a a una fuente de tensión (RF) 180 y un controlador opcional 182 (FIG. 4). Por tanto, la fuente de RF 180 puede aplicar potencial eléctrico (de una primera polaridad) a la matriz CM a través del conductor 165, y, después, al plano de acoplamiento 150 a través de la matriz CM. La segunda mordaza opuesta 112B en la FIG. 5 tiene un material conductor (electrodo) indicado en 185 acoplado a la fuente 180 por un cable 109b que está expuesto dentro de la superficie de acoplamiento superior 155B.

En un primer modo de operación, en referencia a la FIG. 5, el potencial eléctrico de una primera polaridad aplicada al conductor 165 tendrá como resultado el flujo de la corriente a través de la matriz CM y el tejido acoplado al conductor de polaridad opuesta 185. Como se ha descrito anteriormente, la resistencia de la matriz CM a 37 ºC se somete a ingeniería para aproximarse, o superar ligeramente, la del tejido acoplado. Ahora se puede describir cómo la superficie de acoplamiento 155ª puede modular la liberación de energía en el tejido y similar a la superficie de acoplamiento hipotética de la FIG. 2. Considérese que las secciones pequeñas de las superficies de acoplamiento representan las áreas de superficie de micrómetros (o píxeles) de la ilustración de la FIG. 2 (obsérvese que las mordazas no están en una posición completamente cerrada en la FIG. 5). El hueco h de acoplamiento de espesor de membrana preferido se representa gráficamente en la FIG. 5.

Las FIGS. 7A y 8A ilustran vistas esquemáticas agrandadas de las mordazas 112A y 112B y la matriz CM. Se puede entender que el potencial eléctrico en el conductor 165 producirá un flujo de corriente dentro y alrededor de los elementos 162 de la segunda porción 160b a lo largo de cualquier trayectoria conductora hacia el conductor de polaridad opuesta 185. Más particularmente, la FIG. 8A muestra una representación gráfica de las trayectorias de microcorrientes mcm dentro de la matriz en la que los elementos conductores 162 están en sustancial contacto. La FIG. 7A también ilustra gráficamente trayectorias de microcorrientes mct en el tejido acoplado a través del hueco g. Las trayectorias de la corriente en el tejido (a través de iones conductores de sodio, potasio, cloro etc.), tienen como resultado el calentamiento óhmico del tejido acoplado entre mordazas 112A y 112B. De hecho, el flujo de microcorrientes mcm dentro de la matriz y las microcorrientes dentro del tejido acoplado buscará las trayectorias más conductoras, que serán ayudados por la posición de los elementos 162 e la superficie de la capa de acoplamiento 155A, que puede actuar como asperezas en la superficie o bordes agudos para inducir el flujo de la corriente.

Considérese que el calentamiento óhmico (o calentamiento activo) de la porción sombreada 188 del tejido acoplado y en las FIGS. 7B y 8B eleva su temperatura a una temperatura seleccionada al máximo del intervalo objetivo. El calor se reconducirá de vuelta a la porción de la matriz CM próxima al tejido calentado. A la temperatura seleccionada, la matriz CM reducirá sustancialmente el flujo de la corriente a su través y, por tanto, contribuirá cada vez menos al calentamiento del tejido óhmico, que se representa en las FIGS. 7B y 8B. En las FIGS. 7B y 8B, el coeficiente térmico de expansión del elastómero de la primera porción de la matriz 160a producirá una ligera redistribución de la segunda porción conductora 160b dentro de la matriz, lo que tiene como resultado de forma natural menos contactos entre los elementos conductores 162. Por las flechas A en la FIG. 8B se puede entender que el elastómero se expandirá en las direcciones de menor resistencia que está entre los elementos 162, ya que los elementos se seleccionan de modo que sean sustancialmente resistentes a la compresión.

De particular interés, la pequeña porción de la superficie de la matriz CM indicada en 190 en la FIG. 8A funcionará, en efecto, de forma independiente para modular la liberación de la potencia a la superficie del tejido T acoplado de este modo. Este efecto se producirá a través de la totalidad de la capa de la superficie de acoplamiento 155A, para proporcionar una modulación "espacialmente localizada” prácticamente infinita de la densidad de energía activa en el tejido acoplado. De hecho, la superficie de acoplamiento se puede definir como que tiene “píxeles” alrededor de su superficie que se controlan de forma independiente con respecto a la aplicación de la energía a tejido localizado en contacto con cada píxel. Debido a la elevada compresión mecánica aplicada por las mordazas, la membrana acoplada puede elevarse a la temperatura seleccionada al mismo tiempo que cada píxel calienta el tejido adyacente hasta la parte superior del intervalo de tratamiento. Como también se representa en la FIG. 8B, la expansión térmica de la superficie de la matriz elastomérica también empujará hacia la membrana, lo que además garantiza el contacto del tejido a lo largo del plano de acoplamiento 150 para eliminar cualquier posibilidad de un arco de energía a través de un hueco.

De interés concreto, como cualquier porción de la matriz CM conductora-resistiva entra debajo del límite superior del intervalo de tratamiento objetivo, dicha porción de la matriz aumentará su conductancia y añadirá calentamiento óhmico al tejido próximo mediante trayectorias de la corriente a través de la matriz desde el conductor 165. Por este medio de la liberación de energía, se modulará la temperatura de la masa de la matriz y el cuerpo de la mordaza, similar a la del tejido acoplado, en o alrededor del intervalo de tratamiento objetivo.

La FIG. 9 muestra otra realización de una matriz CM conductora-resistiva que además está dopada con los elementos 192 de un material que es térmicamente conductora con una masa seleccionada que está adaptada para proporcionar una capacidad térmica sustancial. Usando dichos elementos 192 que pueden no ser eléctricamente conductores, la matriz puede proporcionar más masa térmica y, de este modo, incrementar el calentamiento conductor pasivo o convectivo de tejido cuando la matriz CM reduce sustancialmente el flujo de la corriente al tejido acoplado. En otra realización (no mostrada), el material de los elementos 162 puede ser tanto sustancialmente conductor eléctrico como conductor altamente térmico con una elevada capacidad térmica.

El modo de usar el sistema de las FIGS. 7A-7B se puede entender como que comprime mecánicamente el tejido acoplado y el espesor de la membrana entre la primera y la segunda superficies de acoplamiento 155A y 155B de las mordazas opuesta, aplicando de este modo potencial eléctrico de una frecuencia y nivel de potencia conocidos en electrocirugía al conductor 165, potencial que se conduce a través de la matriz CM para mantener una temperatura seleccionada a través del tejido acoplado y durante un intervalo de tiempo seleccionado. A una temperatura normal del tejido, la resistencia base baja de la matriz CM permite el flujo de la corriente de RF sin impedimentos desde la fuente de la tensión 180, de modo que constituye el 100 por cien de la superficie de acoplamiento un conductor activo de la energía eléctrica. Se puede entender que el tejido acoplado inicialmente tendrá una impedancia sustancialmente uniforme al flujo de corriente eléctrica, que aumentará sustancialmente a medida que el tejido acoplado pierde humedad debido al calentamiento óhmico. Tras un intervalo de tiempo arbitrario (en el intervalo de microsegundos a ms), la impedancia del tejido acoplado, reducida al espesor de la membrana, será de temperatura elevada y conducirá el calor a la matriz CM. A su vez, la matriz CM ajustará de forma constante el flujo de la microcorriente a su través, en el que cada micrómetro de área de superficie libera de forma eficaz su propio nivel de potencia seleccionado en función de la temperatura espacialmente local. Esta reducción automática de microcorrientes localizadas en el tejido impide de este modo cualquier deshidratación del tejido acoplado. Manteniendo el nivel deseado de humedad en el tejido próximo al(los) plano(s) de acoplamiento, el montaje de la mordaza puede asegurar la desnaturalización eficaz de los constituyentes tisulares para crear después una fuerte soldadura.

Mediante los mecanismos descritos anteriormente de hacer que la matriz CM se mantenga en un intervalo de tratamiento seleccionado, la energía RF real aplicada al tejido acoplado se puede modular con precisión, prácticamente píxel por píxel, en la terminología usada anteriormente para describir la FIG. 2. Además, los elementos 192 en la matriz CM pueden comprender un volumen sustancial de los cuerpos de las mordazas y la masa térmica de las mordazas, de modo que cuando se eleva la temperatura, las mordazas pueden liberar energía en el tejido acoplado por medio de calentamiento conductor pasivo, al mismo tiempo que libera energía de RF modulada como se ha descrito anteriormente. Este equilibrio de calentamiento de RF activo y calentamiento conductor pasivo (o calentamiento por radiación, por convección) puede mantener la temperatura objetivo durante cualquier intervalo de tiempo seleccionado.

De interés concreto, el procedimiento de la invención descrito anteriormente que permite la modulación inmediata del calentamiento óhmico a través de toda la membrana acoplada se ha de contrastar con los instrumentos de la técnica anterior que dependen de la modulación de la potencia en base a la retroalimentación de un sensor de temperatura. En los sistemas que dependen de sensores o termopares, la potencia sólo se modula en un electrodo en su totalidad. Además, las mediciones de la temperatura de la técnica anterior obtenidas con sensores normalmente solo se realizan en un único punto de la estructura de la mordaza, que no puede ser óptimo para cada micrómetro de la superficie de acoplamiento sobre la longitud de las mordazas. Dichos sensores de temperatura también sufren un retraso de tiempo. Todavía más, dichos sensores de temperatura de la técnica anterior solo proporcionan una lectura indirecta de la temperatura real del tejido, ya que un sensor habitual solo puede medir la temperatura del electrodo.

Otros modos alternativos de usar el sistema de matriz conductora-resistiva son posibles. En otro modo de funcionamiento, el controlador del sistema 182 acoplado a la fuente de tensión 180 puede adquirir datos del circuito del flujo de la corriente que está acoplado al primero y al segundo conductor de polaridad en las mordazas (En cualquier localización descrita anteriormente) para medir la impedancia mezclada del flujo de la corriente entre el primero y el segundo conductor de polaridad a través de la combinación de (i) el tejido acoplado y (ii) la matriz CM. Esto proporciona algoritmos dentro del controlador del sistema 182 para modular, o terminar, la liberación de potencia a la punta de trabajo basada en el nivel de impedancia mezclada como se ha definido anteriormente. El procedimiento puede incluir además controlar la liberación de energía por medio de intervalos de potencia-sin potencia, teniendo cada uno de estos intervalos una duración seleccionada que varía desde aproximadamente 1 microsegundo a un segundo. La punta de trabajo y el controlador del sistema 182 puede además proporcionarse con el circuito y los componentes de la punta de trabajo del tipo divulgado en la solicitud de patente provisional de EE.UU. nº de serie 60/339,501, presentada el 9 de noviembre de 2001 (nº de expediente -BA-001) titulada Instrumento Electroquirúrgico.

En otro modo de operación, el controlador del sistema 182 se puede proporcionar con algoritmos para derivar la temperatura de la matriz CM a partir de los niveles medidos de la impedancia, que es posible ya que la matriz se ha sometido a ingeniería para tener una resistencia única seleccionada a cada temperatura seleccionada sobre una curva de temperatura-resistencia (véase la FIG. 6). El controlador del sistema 182 puede usar dichas mediciones de temperatura para modular, o terminar, la liberación de la potencia en superficies de acoplamiento basadas en la temperatura de la matriz CM. Este procedimiento también puede controlar la liberación de energía por medio de intervalos de potencia-sin potencia, como se ha descrito anteriormente.

Las FIGS. 10-11 ilustran vistas transversales de una estructura de mordaza alternativa 100C, en la que tanto la superficie de acoplamiento inferior como superior 155A y 155B portan matrices conductoras-resistivas similares indicadas en CMA y CMB. Puede entenderse fácilmente que ambas superficies de acoplamiento opuestas pueden funcionar como se describe en las FIGS. 7A-7B y 8A-8B para aplicar energía el tejido acoplado. La estructura de mordaza de las FIGS. 10-11 ilustra que el tejido está acoplado en lados opuestos mediante una matriz conductoraresistiva, con cada matriz CMA y CMB en contacto con un electrodo de polaridad opuesta indicado en 165 y 185 respectivamente. Se ha descubierto que proporcionar la primera y la segunda matriz conductora-resistiva en la primera y segunda superficie de acoplamiento opuestas puede potenciar y controlar tanto el calentamiento óhmico activo como la conducción pasiva de los efectos térmicos en el tejido acoplado.

3. El sistema de matriz conductora-resistiva de tipo “B” para soldar tejido. Las FIGS. 12 y 14A-14C ilustran un montaje de mordaza de ejemplo 200 que porta un sistema de matriz conductora-resistiva de tipo “B” para (i) controlar la densidad de energía de RF y trayectorias de microcorriente y (ii) para controlar al mismo tiempo el calentamiento conductor pasivo del tejido acoplado. De nuevo, el sistema usa una matriz CM conductora-resistiva elastomérica, aunque las matrices conductoras-resistivas sustancialmente rígidas de un material cerámico de coeficiente de temperatura positivo también se describen y entran dentro del alcance de la invención. El montaje de mordaza 200 se transporta en el extremo distal de un miembro introductor y puede ser una estructura de tipo tijeras

(v. la FIG. 4) o una estructura de mordaza de tipo transección (v. las FIGS. 3A-3B). Por comodidad, el montaje de mordaza 200 se muestra como un instrumento de tipo tijeras que permite aclarar la explicación.

El sistema de tipo “A” y el procedimiento como de ha descrito anteriormente en las FIGS. 5 y 7A-7B permitieron una eficaz modulación de la potencia píxel por píxel, en la que las localizaciones espaciales a microescala se pueden considerar para aplicar un nivel de potencia independiente en un contacto tisular localizado. El sistema de matriz conductora-resistiva de tipo “B” que se describe a continuación no solo permite la modulación de la potencia espacialmente localizada, también proporciona el tiempo y la localización dinámica de la densidad de la energía RF en tejidos acoplados, que, por tanto, puede crear una “onda” o “lavado” de una densidad de la energía RF controlada a través del tejido acoplado reducido al espesor de la membrana.

De particular interés, en referencia a la FIG. 12, el sistema de tipo “B” de acuerdo con la invención proporciona una capa de superficie de acoplamiento de al menos una mordaza 212A y 212B con una matriz CM conductora-resistiva intermedia, habiendo expuesto un primer electrodo de polaridad 220 la porción de superficie 222 y habiendo expuesto el segundo electrodo de polaridad 225 la porción de superficie 226. Por tanto, las microcorrientes dentro del tejido durante un breve intervalo de calentamiento activo puede fluir hacia y desde dichas porciones de superficie expuestas 222 y 226 dentro de la misma superficie de acoplamiento 255A. Proporcionando electrodos de polaridad opuesta 220 y 225 en una superficie de acoplamiento con una matriz CM conductora-resistiva intermedia, se ha descubierto que la “onda” dinámica de densidad de energía (calentamiento óhmico) se puede crear de modo que se demuestra que es un medio muy eficaz para crear una temperatura uniforme en una sección transversal seleccionada de tejido para proporcionar de este modo una desnaturalización de proteínas muy uniforme y una reticulación uniforme sobre la relajación térmica para crear una fuerte soldadura. Aunque los electrodos de polaridad opuesta 220 y 225 y la matriz CM puede estar en ambas superficies de acoplamiento 255A y 255B, se puede describir con mayor claridad un ejemplo usando las mordazas de ejemplo de la FIG. 11, en la que la superficie de acoplamiento 250B de la mordaza superior es un aislante indicado en 252.

Más en concreto, en referencia a la FIG. 12, la primera (inferior) mordaza 212A se muestra en una vista transversal con una matriz CM conductora-resistiva expuesta en una porción central de la superficie de acoplamiento 255A. Un primer electrodo de polaridad 220 se localiza en un lado de la matriz CM con el segundo electrodo de polaridad 225 expuesto en el lado opuesto de la matriz CM. En la realización de la FIG. 12, el cuerpo o estructura de soporte 258 de la mordaza comprende los electrodos 220 y 225 con los electrodos separados por la porción del cuerpo aislada

262. Además, el exterior del cuerpo de la mordaza está cubierto por una capa aislante 261. Por otro lado, la matriz CM está en contacto con las porciones interiores 262 y 264 de los electrodos 220 y 225, respectivamente.

Asimismo, el montaje de la mordaza puede potar una pluralidad de porciones alternas de electrodos de polaridad opuesta 220 y 225 con porciones de la matriz conductora-resistiva intermedia en cualquier disposición longitudinal, diagonal o transversal, como se muestra en las FIGS. 13A-13C. Cualquiera de estas disposiciones de los electrodos y la matriz conductora-resistiva intermedia funcionará como se describe a continuación a una escala reducida, con respecto a cualquier par de electrodos y matriz intermedia CM.

Las FIGS. 14A-14C ilustran vistas secuenciales de la capa de superficie de acoplamiento de la FIG. 11, permitiendo la aplicación controlada de energía en el tejido. A efectos de claridad de la explicación, las FIG. 14A-14C representan las porciones de superficie expuestas 220 y 225 en ubicaciones separadas lateralmente con una matriz CM intermedia que puede crear una “onda” o “frente” de calentamiento óhmico para pasar por todo el tejido acoplado. En la FIG. 14A, la mordaza superior 212B y la superficie de acoplamiento 250B se muestran en una vista fantasma y comprende un aislamiento 252. La dimensión de la g no está a escala, como se ha descrito anteriormente, y se muestra con el tejido acoplado que tiene un espesor sustancial para los fines de explicación.

La FIG. 14A proporciona una ilustración gráfica de la matriz CM dentro de la capa de superficie de acoplamiento 250ª a tiempo T1, el tiempo al que el potencial eléctrico de una primera polaridad (indicado en +) se aplica al electrodo 220 a través de un cable eléctrico de la fuente de tensión 180 y el controlador 182. En las FIGS. 14A-14C, los elementos gráficos esféricos 162 de la matriz no están a escala y están destinados a representar una “región” se partículas conductoras dentro del elastómero no conductor 164. Los elementos gráficos 162 definen una polaridad, a un tiempo de microsegundos concreto justo después de iniciada la aplicación de potencia. En la FIG. 14A, la porción de cuerpo portadora del electrodo 225 define un segundo potencial eléctrico (-) y está acoplado a la fuente de tensión 180 por un cable eléctrico. Como se puede ver en la FIG. 14A, los elementos gráficos 162 están indicados cuando tienen una polaridad positiva (+) o negativa (-) en proximidad al potencial eléctrico en los electrodos. Cuando los elementos gráficos 162 no tienen una polaridad indicada (véase las FIG. 14B y 14C), significa que la región de la matriz se ha elevado hasta una temperatura en el intervalo de desplazamiento de la matriz, mientras que la conductancia eléctrica está limitada, como se lustra en la curva de temperatura-resistencia con pendiente positiva de la FIG. 6 y la representación gráfica de la FIG. 8B.

Como se puede ver en la FIG. 14A, el inicio de la aplicación de la energía al tiempo T1 produce microcorrientes mc dentro de la porción central de la matriz conductora CM, ya que la corriente intenta fluir entre los electrodos de polaridad opuesta 220 y 225. El flujo de la corriente dentro de la matriz CM localiza microcorrientes mc en el tejido acoplado adyacente. Dado que la matriz CM se somete a ingeniería para conducir la energía eléctrica a su través entre las polaridades opuestas a aproximadamente la misma velocidad que en el tejido, cuando la matriz y el tejido están a aproximadamente 37 ºC, la matriz y el tejido se asemejan inicialmente entre sí, en un sentido eléctrico. Al inicio de la aplicación de energía en el tiempo T1, la densidad de la energía de RF más elevada se puede definir como una “interfaz” indicada gráficamente en el plano P en la FIG. 14A, que tiene como resultado un calentamiento óhmico altamente localizado y efectos de desnaturalización a lo largo de la interfaz que se extiende desde la matriz CM en el tejido acoplado. Por tanto, la FIG. 14A proporciona una representación gráfica simplificada de la interfaz o el plano P que define la localización “no aleatoria” del calentamiento óhmico y los efectos de desnaturalización, que contrasta con todos los procedimientos de la técnica anterior que producen microcorrientes completamente aleatorias en tejido acoplado. En otras palabreas, la interfaz entre las polaridades opuestas en las que el calentamiento de RF activo se localiza con exactitud se puede controlar y localizar mediante el uso de la matriz CM para crear un calentamiento inicial en dicha localización de tejido central.

Todavía en referencia a la FIG. 14A, dado que la temperatura del tejido en esta región es alta, la matriz CM conductora-resistiva en dicha región tiente la temperatura elevada con respecto a su intervalo de desplazamiento para convertirse en sustanciadamente no conductor (véase la FIG. 6) en dicha región central.

La FIG. 14B ilustra gráficamente la interfaz o plano P en el tiempo T2, un intervalo de tiempo arbitrario en microsegundos o milisegundos posterior al tiempo T1. La interfaz dinámica entre las polaridades opuestas en las que la densidad de energía RF es mayor puede describirse mejor como los planos P y P’ que se propagan a través de la matriz CM conductora-resistiva y el tejido que se definen por las 2interfaces” entre porciones sustancialmente conductoras y no conductoras de la matriz, que, de nuevo, se determina mediante la temperatura localizada de la matriz. Por tanto, la microcorriente mc' en el tejido se indica como que se extiende a través de la membrana de tejido con la densidad RF más elevada en las localizaciones de los planos P y P’. Indicado de otro modo, el sistema crea un frente u onda de densidad de energía RF que se propaga a través del tejido. Al mismo tiempo que la densidad de RF (Calentamiento óhmico) en el tejido localizado se reduce debido a que la matriz CM adyacente se convierte en no conductora, la matriz CM comenzará a aplicar efectos térmicos sustanciales al tejido por medio de calentamiento conductor pasivo como se ha descrito anteriormente.

La FIG. 14C ilustra la propagación de los planos P y P’ a tiempo T3 -, un intervalo de tiempo arbitrario adicional posterior a T2. La matriz CM conductora-resistiva tiene además una temperatura elevada detrás de las interfaces P y P’, que, de nuevo, hace que porciones inferiores de la matriz, sean sustancialmente menos conductoras. Las densidades de energía RF se propagan más hacia fuera en el tejido con respecto a la superficie de acoplamiento 255A a medida que las porciones de la matriz cambian de temperatura. De nuevo, la densidad de energía RF más elevada se producirá, en general, en las ubicaciones de los planos dinámicos P y P’. Al mismo tiempo, la falta de flujo de corriente de RF en la porción más central de la matriz CM puede hacer que su temperatura se relaje para, de nuevo, hacer que la porción central sea eléctricamente conductora. La mayor conductividad de la porción central de la matriz se indica, de nuevo, con los símbolos (+) y (-) en la FIG. 14C. Por tanto, la propagación de las ondas de densidad de energía RF se repetirá como se representa en las FIGS 14A-14C que puede soldar tejido de forma eficaz.

Usando los procedimientos descritos anteriormente para la aplicación controlada de energía RF con pares de electrodos y una matriz CM conductora-resistiva, se ha descubierto que los intervalos de tiempo que varían entre aproximadamente 500 ms y 4,000 ms pueden ser suficientes para desnaturalizar de forma uniforme la reticulación de los constituyentes para soldaduras muy fuertes en la mayoría de los tejidos sometidos a una compresión elevada. Son posibles otras realizaciones alternativas que multiplican el número de electrodos de cooperación de polaridad opuesta 220 y 225 y porciones de la matriz CM intermedias o adyacentes.

La FIG. 15 representa una vista agrandada de la mordaza alternativa de tipo “B” 212A de la FIG. 13A, en la que la superficie de acoplamiento 250ª pota una pluralidad de porciones de la matriz CM conductoras expuestas que son intermedias de una pluralidad de porciones de electrodos de polaridad opuesta 220 y 225. Esta mordaza inferior 212A tiene un cuerpo estructural que comprende los electrodos 220 y 225, y un miembro aislante 266 que proporciona la resistencia requerida por la mordaza. De nuevo, se proporciona una capa aislante 261 sobre las superficies externas de la mordaza, exceptuando la superficie de acoplamiento 255A. La mordaza superior (no mostrada) del montaje de mordaza puede comprender un aislante, una matriz conductora-resistiva, una porción de electrodo activo o una combinación de ambos. En funcionamiento, se puede entender fácilmente que cada región de tejido acoplado entre cada porción de electrodo expuesto 222 y 226 funcionará como se describe en las FIGS. 14A14C.

El tipo de superficie de acoplamiento 250A mostrada en la FIG. 15 puede tener porciones de electrodos que definen un electrodo expuesto interior con una anchura ew que varía entre aproximadamente 0,127 mm (0,005") y 5,08mm (0,020") con la superficie del electrodo externo expuesta 222 y 226 que tiene cualquier dimensión adecuada. De forma similar la superficie de acoplamiento 250A tiene porciones de la matriz resistiva que definen una anchura de la Matrix expuesta mw que varía entre aproximadamente 0,005" (0,127 mm) y 5,08 mm (0,20").

En la realización de la FIG. 15, las porciones del electrodo 220 y 225 son sustancialmente rígidas y se extienden en contacto con el miembro aislante 266 del cuerpo de la mordaza, de modo que impide sustancialmente la flexión de la superficie de acoplamiento incluso aunque la matriz CM pueda ser un elastómero de silicona flexible. La FIG. 16 muestra una realización alternativa en la que las porciones de electrodo 220 y 225 flotan en, o sobre, las capas de la superficie de la matriz 250A.

La FIG. 17 ilustra una realización alternativa de tipo “B” que está adaptada para incrementar adicionalmente el calentamiento pasivo del tejido acoplado cuando las porciones de la matriz CM están elevadas sobre su intervalo de desplazamiento seleccionado. Las mordazas 212A y 212B y las capas de superficie de acoplamiento 255A y 255B exponen una porción sustancial de la matriz al tejido acoplado. La naturaleza elastomérica de la matriz puede variar entre aproximadamente 20 y 95 en la escala de dureza Shore A o por encima de aproximadamente 40 en la escala de dureza Shore D. Preferentemente, una o ambas capas de la superficie de acoplamiento 255A y 255B pueden estar “coronadas” o convexas para asegurar que las matrices CM elastoméricas tienden a comprimir el tejido acoplado. La realización de la FIG. 17 ilustra que un primer electrodo de polaridad 220 es una capa fina de material metálico que flota sobre la matriz CM y está unido a la misma mediante adhesivos o cualquier otro medio. El espesor del electrodo flotante 220 puede variar de aproximadamente 1 micrómetro a 200 micrómetros. El segundo electrodo de polaridad 225 tiene porciones expuestas 272a y 272b en las porciones externas de los planos de acoplamiento 255A y 255B. En funcionamiento, la estructura de la mordaza de la FIG. 17 crea efectos térmicos controlados en el tejido acoplado por varios medios diferentes. Primero, como se muestra en las FIGS. 18A-18C, las ondas dinámicas de densidad de energía RF se crean entre las porciones de electrodos de polaridad opuesta 220 y 225, y a través de la matriz CM intermedia exactamente como se ha descrito anteriormente. Segundo, los componentes eléctricamente activos de la capa de la superficie de acoplamiento de la mordaza superior 255B producen microcorrientes entre las capas de la superficie de acoplamiento 255A y 255B, así como en las porciones expuestas de las superficies de los electrodos expuestos al exterior 272a y 272b, entre cualquier porción de las matrices que esté por debajo del intervalo de desplazamiento seleccionado. Tercero, el volumen sustancial de la matriz CM es cada mordaza proporciona una capacidad térmica sustancial para producir muy rápidamente el calentamiento pasivo del tejido después de que el calentamiento activo del tejido se reduce aumentando la impedancia en el tejido acoplado.

La FIG. 19 ilustra otra realización alternativa de tipo “B” de la estructura de las mordazas que de nuevo está adaptada para incrementar adicionalmente el calentamiento pasivo del tejido acoplado cuando las porciones de la matriz CM están elevadas sobre su intervalo de desplazamiento seleccionado. Las mordazas 212A y 212B y las capas de superficie de acoplamiento 255A y 255B exponen ambas porciones de la matriz al tejido acoplado. La capa de la superficie de acoplamiento de la mordaza superior 255B es convexa y tiene una dureza elastomérica que varía entre aproximadamente 20 y 80 en la escala de dureza Shore A y está fabricada como se ha descrito anteriormente.

De interés concreto, la realización de la FIG. 19 representa un primer electrodo de polaridad 220 que es portado en una porción central del plano de acoplamiento 255A, pero el electrodo no flota como en la realización de la FIG. 17. El electrodo 220 es portado en una primera porción de la matriz CM que es una silicona sustancialmente rígida o puede ser un material cerámico de coeficiente de temperatura positivo. Además, la primera porción de la matriz CM1 tiene, preferentemente, un perfil de temperatura-resistencia de pendiente diferente (v. la FIG. 6) que la segunda porción de la matriz CM2 que se localiza centralmente en la mordaza 212A. La primera porción de la matriz CM1, sea de silicona o de cerámica, tiene una dureza superior a aproximadamente 90 en la escala de dureza Shore A, mientras que la segunda porción de la matriz CM2 es normalmente de una silicona como se ha descrito anteriormente co una dureza de entre aproximadamente 20 y 80 en la escala de dureza Shore A. Además, la primera porción de la matriz CM1 tiene un intervalo de desplazamiento mayor que la segunda porción de la matriz CM2. En funcionamiento, la onda de la densidad de RF a través del tejido acoplado desde el electrodo 220 a las porciones de electrodo expuestos en el exterior 272a y 272b será inducida por la matriz CM1 que tiene un primer intervalo de desplazamiento de la temperatura superior, por ejemplo de entre aproximadamente 70 ºC a 80 ºC, como se representa en las FIGS. 18ª-18C. La rigidez de la primera matriz CM1 previene la flexión del plano de acoplamiento 255A. Durante el uso, el calentamiento pasivo se realizará de un modo potenciado para el tejido del electrodo 20 y la segunda matriz CM2 subyacente que tiene un segundo intervalo de desplazamiento de la temperatura menor seleccionado, por ejemplo entre aproximadamente 60 ºC a 70 ºC. Se ha descubierto que este sistema de tipo “B” es muy eficaz para soldar tejido rápidamente, en parte porque el incremento del área de superficie del electrodo 220 cuando se usa en montajes de mordaza transversales pequeños (p. ej., 5 mm, puntas de trabajo).

La FIG. 20 muestra un plano de acoplamiento de la 255A de la FIG. 17 transportado en una mordaza de tipo transección 200D similar a la de las FIGS. 3A-3B. Como se ha descrito anteriormente, los montajes de la matriz conductora-resistiva de tipo “B” de las FIGS. 12-19 se muestran en forma simplificada. Cualquiera de las disposiciones de electrodo-matriz de las FIGS. 12-19 se pueden usar en los lados de cooperación de una mordaza con u miembro de cuchilla de transección similar a la realización mostrada en la FIG. 20.

3. El sistema de tipo “C” para soldar tejido. Las FIGS. 21 y 22 ilustran un montaje de mordaza de ejemplo 400 que porta un sistema de tipo “C” que opcionalmente usa al menos una matriz conductora-resistiva CM como se ha descrito anteriormente para (i) controlar la energía de RF y las trayectorias de microcorriente en el Tejido adecuado, y (iii) para controlar al mismo tiempo el calentamiento conductor pasivo del tejido acoplado.

En la FIG. 21 se puede observar que las mordazas 412A y 412B definen superficies de acoplamiento respectivas 455A y 455B. La mordaza superior 412B y la superficie de acoplamiento 455B pueden ser como se ha descrito en la realización de las FIGS. 17 y 19 o la superficie de acoplamiento superior pueden estar completamente aislados como se ha descrito en la realización de las FIGS. 14A14C. Preferentemente, la capa de la superficie de acoplamiento superior 455B es convexa y está hecha de un material elastomérico como se ha descrito anteriormente. Ambas mordazas tienen una porción de cuerpo estructural 458a y 458b de un conductor que está rodeado por las superficies externas con una capa aislante indicada en 461. Las porciones del cuerpo 458a y 458b están acopladas a una fuente eléctrica 180 y tienen porciones de superficie expuestas 472a y 472b en los planos de acoplamiento de las mordazas para servir como un electrodo que define una primera polaridad, como las porciones de superficie 472a y 472b a las que están acopladas, y la transición a, la capa pelicular metálica 475 descrita a continuación.

Como se puede observar en la FIG. 21, roda la superficie de acoplamiento 455A de la mordaza inferior 412A comprende cualquier capa pelicular metálica conductora indicada en 475. Por ejemplo, la capa puede ser de platino, titanio, oro, tántalo etc., o cualquier aleación de los mismos. La metalización de película fina se puede crear mediante chapado químico, procedimientos de electrochapado, dispersión u otros procedimientos de depósito de vapor conocidos en la técnica etc. El espesor de la película ft de la capa metálica 475 puede ser de aproximadamente 1 micrómetro a 100 micrómetros. Más preferentemente, la capa pelicular metálica 475 es de aproximadamente 5 a 50 micrómetros.

La matriz CMA es, preferentemente, sustancialmente rígida, pero, de otro modo, funciona como se ha descrito anteriormente. La capa pelicular metálica 475 se muestra como que tiene un miembro conductor subyacente opcional indicado en 477 que está acoplado a una superficie eléctrica 180 y, por tanto, comprende un electrodo que definió una segunda polaridad.

De particular interés, en referencia a la FIG. 22, se puede ver que la superficie de acoplamiento 455A comprende completamente la capa de película metálica fina 475 que está acoplada en porciones separadas 480A y 480B a polaridades opuestas, como se define mediante la fuente eléctrica. En otras palabras, la superficie de acoplamiento completa es eléctricamente activa y puede colaborar con la mordaza superior, en un aspecto del procedimiento de la invención, para crear un campo eléctrico entre las superficies de acoplamiento de las mordazas. Como se puede ver en la FIG. 22, las porciones intermedias 485 de la capa de película metálica 475 (que es intermedia a las porciones

de película metálica central y externa acopladas a las polaridades opuestas de la fuente eléctrica) están hechas de modo que tengan una resistencia alterada al flujo de la corriente a su través para inducir microcorrientes que fluyan a través del tejido acoplado adyacente en lugar de a través de las porciones intermedias 485. Esto puede ser ventajoso para el control preciso de localización de las microcorrientes en el tejido acoplado. Al mismo tiempo, la 5 dimensión fina de la película 475 permite un ajuste muy rápido de la temperatura y, por tanto, permite aumentar el calentamiento conductor pasivo del tejido acoplado cuando el tejido acoplado ya no está lo bastante húmedo como para una densidad de RF activa en su interior. Un modo preferido de fabricar las porciones intermedias 485 es proporcionar perforaciones o aberturas 488 en ellas, cuyo tamaño puede variar de aproximadamente 5 micrómetros a 200 micrómetros. Indicado de otro modo, las porciones intermedias 485 pueden tener aberturas 488 en ellas que 10 hacen que las regiones de aproximadamente 1 por ciento a 60 por ciento estén abiertas, con independencia del tamaño o la forma de las aberturas. Más preferentemente, las porciones intermedias 485 están abiertas de aproximadamente 5 a 40 micrómetros. Las aberturas 488 pueden estar hechas en la película 475 por cualquier medio adecuado, como procedimientos de fotorresistencia. Como se muestra en la FIG. 22, las porciones intermedias 485 no están a escala y tienen una anchura w que puede variar de aproximadamente 0,005" (0,127 mm)

15 a 0,20" (5,08 mm) en una mordaza electroquirúrgica típica.

La FIG. 23 es una realización alternativa de una estructura de mordaza que funciona como la realización de las FIGS. 12 y 14A-14C. La mejora incluye capas de refrigeración termoeléctrica (TEC) a 490 en la mordaza en contacto con la matriz CM conductora-resistiva. Dichas capas TEC se conocen en la técnica y pueden estar diseñadas por Ferrotec America Corp., 40 Simon Street, Nashua, NH 03060. En funcionamiento, las capas TEC volverían más

20 rápidamente a la matriz CM a intervalos de temperatura inferiores para producir repeticiones más rápidas de las ondas de propagación de la densidad de RF en el tejido dañado, como se representa en las FIGS. 14A-14C. La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1.

Un dispositivo electroquirúrgico para soldar tejido, que comprende;

una superficie de acoplamiento de tejido; una estructura de mordaza sobre la cual se dispone el superficie de acoplamiento de tejido; que se caracteriza porque la superficie de acoplamiento de tejido está adaptada para liberar energía al tejido, al menos en parte, a través de un cuerpo de resistencia eléctrica variable que forma al menos una porción de la superficie de acoplamiento de tejido, en el que el cuerpo comprende un material que tiene una curva de resistencia-temperatura con pendiente positiva sobre un intervalo de temperatura más alto.
2.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el intervalo de temperatura seleccionado es de 50 ºC a 80 ºC.
3.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 2, en el que el intervalo de temperatura seleccionado es de 65 ºC a 75 ºC.
4.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el cuerpo comprende una matriz tridimensional de partículas eléctricamente conductoras distribuidas a lo largo de al menos una porción de una matriz no conductora eléctricamente expansora térmicamente.
5.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 4, en el que las partículas conductoras eléctricamente tienen una anchura media en el intervalo de 1 nm a 1000 !m.
6.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 4, en el que las partículas conductoras eléctricamente tienen una anchura media en el intervalo de 1 nm a 100 !m.
7.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 4, en el que las partículas conductoras eléctricamente tienen una anchura media en el intervalo de 1 nm a 10 !m.
8.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con las reivindicaciones 4 o 5, en el que la matriz comprende un material con un coeficiente de expansión térmica superior al de las partículas.
9.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 6, en el que el material del cuerpo comprende un elastómero de silicona o 3 cerámica.
10.

Un dispositivo electroquirúrgico de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la estructura de la mordaza comprende:

primera y segunda mordaza móviles entre las posiciones abierta y cerrada, en la que cada mordaza define una superficie de acoplamiento al tejido para contactar con el tejido; estando al menos una parte de la superficie de acoplamiento al tejido en cada mordaza; y un conductor eléctrico en contacto con dicha superficie de acoplamiento al tejido.
11.

Los dispositivos electroquirúrgicos de acuerdo con la reivindicación 8, que comprenden una fuente eléctrica acoplada operativamente a dicho conductor eléctrico para proporcionar potencial eléctrico a los mismos.