ES2207640T3 - Dispositivo para detener las hemorragias de los tejidos vivos de los seres humanos y los animales. - Google Patents

Abstract

LA INVENCION SE REFIERE A UN DISPOSITIVO PARA MEJORAR LA COAGULACION DEL SANGRADO MODERADO O ABUNDANTE DE TEJIDO HUMANO O ANIMAL VIVO Y PARA FORMAR UNA ESCARA POR MEDIO DE UN CHORRO DE PLASMA. EL DISPOSITIVO INCLUYE ELEMENTOS PARA GENERAR PLASMA CONSISTENTE EN UN CUERPO CONDUCTIVO ELECTRICAMENTE (6) QUE SE CONECTA A UN POLO POSITIVO DE UNA FUENTE DE ENERGIA BASICA CON UN POTENCIAL POSITIVO. EL CUERPO (6) SE FORMA CON UN CANAL CILINDRICO (17) DISEÑADO PARA CALENTAR EL GAS GENERADOR DE PLASMA. EL CANAL (17) ESTA FORMADO DE UN NUMERO DE SECCIONES (8,9,10) QUE SE HALLAN AISLADAS ELECTRICAMENTE UNAS DE OTRAS, ESTANDO UNA DE ELLAS CONECTADA AL CUERPO (6), MEDIANTE COJINETES (22). LOS COJINETES SON CONCENTRICOS RESPECTO A LAS SECCIONES (8,9,10) Y AISLANTES ELECTRICAMENTE. LOS COJINETES (22) SE FORMAN CON CANALES (19) DISPUESTOS PARA CONDUCIR LIQUIDO DE ENFRIADO A Y DESDE EL CANAL DE CALENTAMIENTO DE GAS (17).

Description

Dispositivo para detener las hemorragias de los tejidos vivos de los seres humanos y los animales.

La presente invención se refiere a un dispositivo para detener las hemorragias de los tejidos vivos de los seres humanos y animales y para producir una costra mediante un chorro de plasma. La invención se refiere cirugía por plasma y más particularmente a un procedimiento nuevo y mejorado para la cirugía por chorro de plasma para lograr la coagulación o un efecto hemostático, es decir, el secado y la coagulación mediante un débil aporte de energía de un chorro de plasma a una capa de tejido y un intenso aporte de energía de un chorro de plasma al componente fluido del tejido biológico.

El objetivo de la presente invención reside en el desecado dinámico del plasma de un lugar quirúrgico y en la creación en dicho lugar de un área de necrosis térmica a una velocidad que exceda considerablemente la velocidad de una hemorragia media o intensa con la ayuda de la aplicación directa de un chorro de plasma con propiedades termodinámicas características.

El flujo de plasma, la irradiación por láser y la electrocirugía son procedimientos utilizados en la cirugía con objeto de realizar cortes limpio, para la combinación de corte y efecto hemostático así como para lograr la hemostasia de heridas quirúrgicas.

Las reacciones dominantes inducidas por la aplicación de energía intensa sobre los tejidos son de naturaleza termoquímica como resultado de la absorción de energía por el objeto biológico. La mayor parte de la energía se convierte en calor.

El efecto térmico de la aplicación de un flujo intenso de energía explica el carácter de los procesos biológicos que se desarrollan en el tejido durante y después de la aplicación.

El análisis de los efectos biológicos y hemostáticos de un flujo de plasma concentrado y la irradiación del tejido ha mostrado que se forma en este una zona de cambios térmicos (ATC) que comprende varias zonas. Como resultado de un intenso aporte de energía la superficie del tejido se deseca y se forma una zona esponjosa de necrosis en la superficie del tejido. La superficie de la zona esponjosa se carboniza Zona Esponjosa Carbonizada (CSL). Debido a una forma de conducción de la transferencia de calor se forma una capa compacta de necrosis (CNL). Dicha capa se forma entre la capa esponjosa y el tejido vivo no afectado. La generación de una capa de necrosis compacta es la consecuencia de la desnaturalización térmica de las proteínas que tiene lugar cuando se eleva la temperatura sobre los 56ºC.

Desde un punto de vista médico biológico la eliminación de la hemorragia se obtiene por el tratamiento de una ATC y el nivel de una hemostasia fiable depende del tamaño de la ATC y del tiempo de su creación. En particular, la previa utilización de diferentes procedimientos de aplicación (irradiación por láser, chorro de plasma y electrocirugía) muestran que la hemostasis positiva y la ausencia de dificultades durante el proceso de cicatrización se producen cuando el grosor medio de la ATC es de aproximadamente 1,0 mm.

Durante el proceso de desarrollo de la presente invención, se investigaron cuidadosamente las características de las diferentes capas en la zona de los cambios térmicos que tienen lugar cuando se utiliza los procedimientos convencionales.

Teniendo en consideración la velocidad de hemorragia cuando se crearon las diferentes capas de necrosis en la zona de cambios térmicos, se encontraron desventajas fundamentales con respecto a los diferentes procedimientos de aplicación térmica. En consecuencia, se sintió la necesidad de desarrollar nuevos procedimientos para conseguir un elevado grado de eficacia en la cirugía de los órganos muy hemorrágicos. En lo que sigue se discutirán múltiples de tales procedimientos para crear las características de varias zonas de ATC.

Mientras que en la técnica anterior el énfasis se puso principalmente en la velocidad de hemorragia como factor decisivo cuando se aplica el procedimiento a un órgano a órganos con elevada velocidad de hemorragia. Cuando el flujo de sangre en un tejido es elevado y la hemorragia de una incisión quirúrgica es elevada, es necesario crear una ATC asegurando que la velocidad de evaporación del componente líquido es mas elevada que el flujo de la sangre que se mueve hacia la incisión. Ello significa que la energía térmica que se desarrolla por unidad de volumen de tejido como resultado de la aplicación externa debe exceder la cantidad de energía gastada en evaporar el volumen unidad de sangre pasando hacia la incisión.

Para crear una zona esponjosa de desecación en la superficie del tejido es necesario detenerse en el espacio el borde de sublimación de dicha capa del borde de evaporación del componente líquido. En este caso se mueve hacia el lugar de aplicación a la velocidad del flujo de sangre, evitando la creación de una capa esponjosa de necrosis.

Dependiendo del procedimiento de energía aportada al tejido se dispone de diferentes procedimientos de aplicación, entre ellos procedimientos de aporte de energía a la superficie de un tejido en los se calienta el tejido y la creación de zonas de necrosis en el ATC tiene lugar a expensas de la conductividad térmica. Un procedimiento que utiliza un láser de CO_{2} y un chorro de plasma pertenecen a tal categoría. Para obtener desecación y crear una capa esponjosa de desecación se conduce calor al borde de evaporación del componente líquido mediante conductividad térmica. Debido a que durante la desecación del tejido su conductividad térmica disminuye entre 4 y 6 veces en comparación con el tejido no desecado y por 0,62 W/m x ºC, la velocidad de desplazamiento del borde de evaporación en relación con el componente líquido disminuye también, lo que significa que la velocidad de creación de la ATC disminuye considerablemente.

La utilización de dicho procedimiento permite obtener la capa esponjosa de necrosis solamente durante hemorragias débiles y más bien moderadas. Ello se puede entender por el siguiente ejemplo. Para desecar una capa de tejido durante un calentamiento intenso cuando el flujo opuesto de sangre se mueve a una velocidad de 2 mm/s, el flujo térmico en el borde de evaporación del componente líquido en el tejido debe exceder 4,6 x 10^{6} W/m^{2}.

Sin embargo, cuando el grosor de la capa de desecación se aproxima a 0,25 mm la cantidad de flujo térmico en el borde de evaporación de líquido del componente líquido no excede 4 x 10^{5} W/m^{2}.

Ello es debido al hecho de que la temperatura de sublimación de la superficie desecada y cargada es aproximadamente 700ºC y la temperatura de evaporación del componente líquido es de aproximadamente 100ºC. Esto explica la dificultad en reducir y eliminar las hemorragias intensas mediante la utilización de procedimientos que implican el aporte de energía a la superficie del tejido. En particular, un chorro de plasma que fluye a lo largo de la superficie del tejido no es capaz de eliminar las hemorragias intensas.

Según otro procedimiento se suministra energía al tejido y se permite que penetre en él. Según este procedimiento se utiliza un haz de láser YAG (Nd-YAG) en la región del visible e infrarrojo así como también aplicación electroquirúrgica. En el primer caso, la energía es absorbida en el tejido hasta una profundidad de 1,0 mm. Para conseguir una desecación eficaz de la superficie del tejido durante la aplicación del haz de láser la cantidad de energía térmica que penetra en la unidad de volumen de tejido debe exceder ligeramente la energía necesaria para evaporar el flujo de sangre en el tejido y se debe terminar la aplicación en el momento de lograr la desecación. Ello es esencial para eliminar las zonas de mucha sublimación de la superficie del tejido, lo que de otro modo habría conducido a la destrucción de la capa de necrosis recientemente creada, ya que la capa desecada tiene un coeficiente de absorción de energía de láser que el tejido no desecado. La intensa sublimación de la capa desecada se produce si la aplicación se continúa una vez que se ha formado la capa esponjosa. Esta característica es una de las principales deficiencias asociadas a la irradiación con láser en las regiones del visible e infrarrojo próximo para eliminar las hemorragias medianas intensas.

En el segundo caso el aporte de energía al tejido está afectado por la aplicación de una corriente de alta frecuencia al tejido. En cuanto se ha logrado la desecación, aumenta considerablemente su impedancia, resultando en la terminación de la aplicación y el logro de una capa desecada.

El procedimiento más eficaz de eliminar las hemorragias intensas es utilizar el procedimiento electroquirúrgico para obtener coagulación, que se describe en la patente US nº 4.781.175. Dicha publicación se refiere a conducir un gas ionizable predeterminado en forma de chorro al tejido a una velocidad predeterminada suficiente para despejar los fluidos naturales del tejido y exponer el tejido conectivo (estroma) en un grado esencial. Se conduce energía de radiofrecuencia eléctrica por conductos ionizados en el chorro de gas. Para conseguir chispa la energía eléctrica se conduce en forma de arcos por caminos ionizados conductores. Para conseguir una desecación de tipo electroquirúrgico sin contacto, la energía eléctrica es conducida como una corriente difusa sin arco por las sendas conductoras ionizadas.

La conducción de energía en la masa del tejido se subraya como una de las ventajas del procedimiento descrito, proporcionando una rápida acumulación de la capa de desecación en la superficie de las incisiones quirúrgicas con hemorragia intensa.

La utilización de un chorro laminar de un gas inerte para despejar la sangre de lugar de cirugía y también para una distribución esencialmente uniforme de la energía eléctrica dentro del tejido hace posible crear capas térmicamente desecadas con una profundidad uniforme en comparación con los procedimientos electroquirúrgicos previos.

Además, dicho procedimiento implica la retroalimentación durante la aplicación porque la aplicación de energía se detiene en el momento de la desecación de la superficie del tejido, es decir, una vez finalmente creada la capa esponjosa de necrosis. Ello disminuye el efecto dañino general del procedimiento y proporciona la oportunidad de elegir determinados regímenes con cantidades de energía garantizadas y por consiguiente con la garantía de lograr la detención de las hemorragias intensas.

La desventajas principales de la aplicación electroquirúrgica a tejidos biológicos son las siguientes. Para detener las hemorragias intensas es necesario incrementar la cantidad de energía de la aplicación, lo que se realiza a expensas de un régimen de generación de microarcos entre el tejido y el instrumento quirúrgico. La emisión de energía en el tejido biológico implica pasar corriente a través del paciente, lo que puede limitar su utilización (por ejemplo, en el caso de una enfermedad cardiaca). Tal procedimiento no permite producir incisiones precisas en el tejido en contraste con las características del procedimiento con haz de láser.

Los procedimientos de plasma tradicionales se caracterizan por un aporte de energía térmica a la superficie de un tejido mediante el flujo de un plasma, lo que hace más bien difícil su utilización en conexión con las hemorragias intermedias e intensas. Las desventajas de la aplicación de plasma solo se pueden eliminar por el intercambio de calor entre el flujo de plasma y el tejido biológico.

La patente WO 92/19166 da a conocer un aparato con un dispositivo para la generación de plasma que tiene un cuerpo eléctricamente conductor con una punta con forma para suministrar un chorro de plasma, conectado a una fuente de gas, un electrodo y un canal cilíndrico para calentar el gas generador de plasma.

La invención proporciona un dispositivo para detener las hemorragias de los tejidos vivos de los seres humanos y animales mediante el cual se han eliminado las desventajas encontradas en los instrumentos de diversos tipos de la técnica anterior. Las principales características de dicho dispositivo resultan evidentes a partir de la reivindicación 1 adjunta.

La invención será descrita con más detalles en referencia a los dibujos adjuntos en los que la figura 1 es una vista en sección a través de una herida en un tejido que ha sido tratado mediante el dispositivo según la presente invención,

la figura 2 es la correspondiente vista de una sección a través de un tejido tratado mediante un procedimiento electroquirúrgico,

las figuras 3a y b son las correspondientes secciones ilustrando esquemáticamente los flujos interactivos hacia y alejándose del tejido,

las figuras 4 y 5 muestran sistemas de coordenadas con curvas representando los valores medidos de la energía térmica en función de las temperaturas del chorro de plasma,

la figura 6 es una sección longitudinal a través de una tobera de plasma con una estructura que cae fuera de las presente reivindicaciones en el que se utiliza un gas inerte,

la figura 6a es una vista en sección a lo largo de la línea A-A de la figura 6,

las figuras 7 y 7a son secciones correspondientes pero muestran una forma de realización de la tobera de plasma según la presente invención en la que el gas utilizado es aire y

las figuras 8 y 8a son secciones correspondientes de una tobera de plasma alternativa utilizando vapor de agua ilustrando canales 19 que opcionalmente se podrían incorporar en la tobera de plasma de las figura 7 y 7a, pero que de lo contrario las formas de realización de las Figuras 8 y 8a caen fuera del ámbito de las presentes reivindicaciones.

La figura 1 es una sección a través de una herida tratada en un tejido. La referencia numérica 1 señala una capa esponjosa desecada mostrando localmente células muertas (necrosis). Dicha capa 1 esta recubierta por una capa carbonizada 2. Debido a la transferencia de calor se ha formado una capa compacta de necrosis 3 debajo de la capa esponjosa desecada 1. La capa de necrosis está formada entre la capa esponjosa 1 y el tejido vivo no afectado 4.

La figura 2 muestra una herida tratada con la ayuda de un procedimiento electroquirúrgico. En este caso la capa esponjosa 1 se caracteriza por un tejido externo de soporte de profundidad esencialmente uniforme (retículum) teniendo perforaciones 5 creados mediante un arco de luz. Las perforaciones son esencialmente de idéntica superficie de sección y están uniformemente distribuidos sobre la superficie de la cicatriz. Las perforaciones 5 inmediatamente adyacentes al tejido confieren flexibilidad a la cicatriz, evitando el resquebrajamiento. Y generalmente la capa 3 térmicamente desecada de profundidad uniforme separa el retículum de perforaciones de arco del tejido no afectado.

La elevada porosidad de la capa de necrosis (tal como se mostrará más adelante consta de aproximadamente el porcentaje de componente fluido en el tejido 75 a 85%) hace posible la utilización del procedimiento esencialmente nuevo de flujo de plasma para obtener dicha capa bajo condiciones de extensa hemorragia.

Tal como se mencionó anteriormente las dificultades para detener las hemorragias intensas están relacionadas con la necesidad de detenerse en el espacio el borde externo de sublimación de superficie de tejido y de presentar en la profundidad del tejido el borde de vaporización del componente fluido. Este último borde se mueve con la velocidad del flujo de sangre hacia la aplicación e impide la formación de una capa esponjosa de necrosis, en particular en el caso de hemorragia intensa.

La presencia de múltiples formas de recursos energéticos es típica de los chorros de plasma. La energía del flujo de plasma se concentra en una forma de entalpía de plasma, un componente dinámico de chorro de energía y emisión de banda ancha de gas ionizado. Mediante la modificación del consumo del gas generador del plasma, la superficie de la sección del chorro de plasma y su temperatura es posible controlar la presión dinámica del flujo de plasma. En consecuencia, se hace posible establecer una interacción entre el chorro de plasma y la capa esponjosa de necrosis cuando el chorro de plasma penetra dicha capa completa o parcialmente. Como consecuencia, el chorro de plasma se enfría parcialmente a la vez que calienta la capa esponjosa de necrosis y el resto de la energía del chorro es absorbida en el borde de evaporación del componente fluido del tejido. La filtración del gas generador de plasma enfriado y del flujo de vapor tiene lugar a través de la zona de baja presión del chorro de plasma. Las formas de interacción entre el chorro de plasma y la superficie del tejido anteriormente descritas se muestran esquemáticamente en las figuras 3a y 3b.

Este análisis indica una nueva posibilidad para dirigir energía hacia un tejido utilizando un efecto dinámico de plasma de un flujo de gas ionizado. La elevada porosidad de la capa esponjosa de necrosis establecida por parámetros termo físicos y gasodinámicos predeterminados en el flujo de plasma tiene como consecuencia la penetración gasodinámica y térmica de dicha capa 3b por el chorro de plasma. En dicho caso se hace posible obtener propiedades combinadas en la conducción de energía al tejido, suministro de energía al volumen de la capa esponjosa de necrosis y el calentamiento superficial del componente fluido del tejido en la capa esponjosa.

La investigación de la porosidad de la capa esponjosa ha indicado que la sección de los poros d y la porosidad P con respecto a los órganos parenquimatosos típicos tales como: los pulmones d = 0,06 a 0,09 mm, P = 0,9 a 0,95; bazo d = 0,04 a 0,07 mm, P = 0,085 a 0,09; hígado d = 0,035 a 0,06 mm, P = 0,75 a 0,80; riñones d = 0,02 a 0,04 mm, P = 0,65 a 0,7. Como resultado, la máxima sección de un chorro de plasma que logra la penetración del flujo de plasma en la capa esponjosa de necrosis a una profundidad de aproximadamente 0,25 mm es igual a 3,5 mm en los pulmones, 3,0 mm en el bazo, 2,5 mm en el hígado y 1,5 mm en los riñones.

Dichos datos son aplicables a un chorro de plasma de argón. La utilización de gases más ligeros (neón, aire y helio) conduce a una reducción de la sección tolerable del chorro de plasma.

Para establecer la influencia de los parámetros de gas generadores de plasma en la eficacia para detener las hemorragias intensas se han realizado investigaciones sobre la detención de hemorragias en sujetos experimentales (53 perros en más de 500 experimentos). Los perros fueron anestesiados y se realizaron secciones locales. La zona de la superficie de la herida fue de entre 3 y 14 cm^{2}. Con anterioridad al comienzo de la coagulación de la superficie de la herida se midió el valor de la hemorragia de la herida en un tiempo fijo así como también el área de la herida y de los resultados fue posible calcular el flujo medio de sangre de la herida y definir la intensidad de la hemorragia.

La velocidad media de hemorragia de una herida en el hígado estuvo en la zona de 0,6 a 1,8 mm/s, la de una herida en el bazo 0,8 a 2,5 mm/s. Se debe indicar que la hemorragia intensa corresponde a una velocidad media de sangrado de U> 1,0 mm/s.

De acuerdo con esto se comdeteneron múltiples formas de acción entre sí, con velocidades de hemorragia de 1,5 a 2,0 mm/s. En las investigaciones utilizando microplasmatrones trabajando con helio, neón, argón, nitrógeno y aire, los parámetros del flujo de plasma se pudieron cambiar dentro de un amplio rango ya que dichos plasmatrones fueron fabricados sin tener en consideración algunas de las limitaciones necesarias para los generadores de plasma quirúrgico, en particular los siguientes: dimensiones pequeñas, conveniencia de manipulación y manejo, estabilidad y fiabilidad, revisiones principales, contenido mínimo en productos de corrosión en los electrodos, consumo de gas limitado para excluir el embolismo gaseoso y algunas otras limitaciones.

Los resultados de dichas investigaciones se muestran en las figuras 4 y 5. Los puntos negros corresponden a los valores de potencia térmica y temperatura del chorro de plasma que proporcionan una detención fiable de las hemorragias intensas. Las líneas I, II y III ilustran los parámetros del borde del chorro de plasma más allá de los cuales no fue posible detener la hemorragia.

Cuando se utilizó helio fue posible conseguir un fiable detención de la hemorragia solamente a una velocidad de hemorragia de U \leq 1,0 mm/s.

Tales descubrimientos evidencian un efecto principal del gas generador de plasma y de las propiedades termofísicas del plasma. Particularmente el plasma de helio no puede proporcionar la detención de las hemorragias intensas en prácticamente cualquier rango. Utilizando argón, neón y aire es posible detener las hemorragias intensas pero su utilización implica limitaciones en los parámetros termo físicos del flujo de plasma, la extensión del consumo del gas generador de plasma y el área de la sección del chorro de plasma.

Para analizar las particularidades de dichas limitaciones se ha desarrollado un modelo de la interacciones entre el flujo de plasma y el tejido vivo.

Dicho modelo comprende:

- porcentaje de componente fluido en el tejido

- velocidad de sangrado de la herida

- densidad volumen de flujo de sangre en el tejido

- distinción de las características termofísicas del tejido cuando se producen cambios de fase estructurales y la formación de ATC

\newpage

- distinción entre temperatura de evaporación del componente líquido del tejido y de la sublimación del carbonizado de la capa esponjosa

- gasodinámica del flujo del chorro de plasma y del flujo de vapor en la capa de esponjosa de necrosis.

El análisis de los datos experimentales y de la realización de un modelo numérico muestra la existencia de limitaciones con respecto a los parámetros de flujo de plasma que de forma fiable detienen las hemorragias intensas están determinada por las siguientes características principales de la interacción entre el chorro de plasma y el tejido vivo.

1. El borde 1 define la condición de penetración gasodinámica del flujo de plasma en la capa de tejido poroso desecado, a una profundidad de 0,2-0,25 mm, es decir, excediendo por 3 a 5 veces la sección característica de los poros d. La posición del borde 1 está determinada por la especie del tejido y depende del área de la sección del chorro de plasma.

2. El borde II define la condición de evaporación del líquido componente del tejido a una velocidad que excede la velocidad de hemorragia. La posición del borde II está determinada por la cantidad de enfriamiento del chorro de plasma en la masa de la capa esponjosa de necrosis y está definida por el parámetro \frac{\lambda_f \cdot P}{C_{pf} \cdot \mu_{f} \cdot d} es decir, el tipo de gas generador de plasma.

Un análisis de las investigación del proceso de transferencia de calor en el sistema de poros en el que fluye el gas muestra que la intensidad de la transferencia de calor en los poros está determinada por \frac{\lambda_f}{C_pf \cdot \mu_{f}} < 2,0

Ello explica la dependencia de la generación de una capa esponjosa desecada en las características termofísicas del flujo de plasma obtenidas durante el experimento.

3. La línea de frontera III define la condición de sublimación intensa de la capa esponjosa carbonizada cuando el borde de sublimación de tejido coincide con el borde del componente fluido. Además de las limitaciones mencionadas es necesario tener también en consideración que el muy considerable incremento de volumen del consumo de gas generador de plasma puede ser la causa de la generación de embolismo gaseoso. Las investigaciones muestran que para excluir la aparición de embolismo gaseoso el valor del consumo de argón y aire no debe exceder 2,0 l/min. Para incrementar la temperatura del chorro de plasma de argón a un valor sobre 10.500ºK es necesario incrementar la velocidad de descarga de corriente a más de 30A, lo que conduce a la aparición de una intensa erosión de los electrodos y a la formación de productos de erosión en el campo de operación. Considerando tales factores los parámetros más adecuados para detener la hemorragia intensa mediante un chorro de plasma son aquellos que caen en las zonas marcadas.

Los resultados de la investigación demuestran que la detención de la hemorragia intensa como resultado de la aplicación de plasma tiene lugar en una zona limitada de características termofísicas y parámetros gasodinámicas del chorro de plasma. Además, no proporciona una detención fiable de la hemorragia intensa cuando se utilizan gases generadores de plasma que tienen una elevada conductividad térmica, baja capacidad calorífica y baja viscosidad.

El gas que proporciona el más amplio rango de cambio en los parámetros de plasma y es capaz de detener la hemorragia intensa es el argón. La utilización de aire como gas generador de plasma también podría hacer posible detener la hemorragia intensa pero con un rango más estrecho de los parámetros de plasma en comparación con el argón. Se debe advertir que para generar flujos de plasma con los parámetros antes mencionados se deben respetar algunas limitaciones del instrumento quirúrgico de plasma. En particular, los microplasmatrones quirúrgicos deben generar flujos de plasma con una temperatura media de la masa válida para el tipo de gas (argón o aire) un valor por necesidad comparativamente elevado (argón 7500-10500ºK, aire 4500-5000ºK) y que deben cambiar solo de forma insignificante durante las fluctuaciones en el consumo de gas generador de plasma (entre los límites 1,0-2,0 l/min). Además, los anteriores parámetros de flujo de plasma deben conseguirse con la limitación del valor de la descarga de corriente a un nivel en la proximidad de 30 A, excluyendo la erosión de los electrodos del microplasmatrón.

Para obtener un efecto hemostático garantizado en la superficie de la herida durante un cambio significativo de la intensidad de hemorragia es necesario que el instrumento quirúrgico de plasma genere un chorro de plasma estable y a un nivel de temperatura comparativamente elevado. La temperatura del chorro no debe cambiar significativamente durante la regulación del consumo del gas generador de plasma. Para obtener un nivel elevado de temperatura en el flujo de plasma es necesario disminuir el tamaño de la sección del arco eléctrico que calienta el gas. Ello significa que el canal de la cámara para calentar el gas generador de plasma mediante un arco eléctrico debe tener un tamaño de sección reducido.

Partiendo del nivel de consumo de gas necesario (1,0-2,0 l/min) y teniendo en consideración la limitación de su ahogo térmico durante el calentamiento la superficie mínima de la sección del canal de la cámara para calentar el gas generador de plasma debe ser 0,5 mm y según la investigación el tamaño óptimo de este oscila entre 0,7 y 1,0 mm en el caso del aire y entre 1,0 y 1,5 mm en el caso del argón.

Tal sección de arco eléctrico produce un valor elevado de la fuerza del campo eléctrico en el canal y la longitud de canal necesaria para calentar el argón a la velocidad de consumo de 2,0 l/min es insuficiente para proporcionar la fuerza de distancia de la descarga eléctrica. En este caso la caída de voltaje en el plasma del arco eléctrico aumenta por encima 15 a 16 V (valor total del aporte de la etapa de voltaje) y como consecuencia de ello en lugar de un arco largo aparecen dos arcos en secuencia, quemando a un voltaje más bajo y no proporcionando el calentamiento del gas a una temperatura elevada.

Para excluir la ruptura eléctrica en el canal diseñado para calentar el plasma generador de gas dicho canal está diseñado como una sección aislada eléctricamente. Su número no debe ser inferior a tres. El campo eléctrico más elevado se genera por el campo inicial del campo eléctrico en el cátodo cuando un gas frío entra en el arco. La longitud de las secciones del canal se debe incrementar a una distancia del cátodo ya que la fuerza del campo disminuye. La geometría de canal más adecuada es diseñarla con una longitud de su primera sección en el cátodo igual al diámetro de su sección (l_{1} = d_{c}) siendo la longitud de cada una de las siguientes secciones l_{n} = n x d_{a}, donde n representa el número de secciones. Las secciones están interconectadas mediante casquillos eléctricamente aislantes. La primera sección de canal está conectada al polo positivo de un acumulador de energía de pulso periódico y a un espacio de chispa de alto voltaje (sistema de gatillo de un microplasmatrón quirúrgico).

La última sección está conectada al polo positivo de la principal fuente de energía del microplasmatrón quirúrgico. Una longitud adecuada de la dicha sección es dos a tres veces el diámetro del canal d_{e}. Todas las secciones de canal a excepción de la última tienen las mismas dimensiones de sección. La última sección debe, con objeto de disecar tejidos en modos de operación óptimos, tener un canal de 0,4 a 0,6 mm. Cuando esté diseñado para tal propósito su diseño no depende del tipo de plasma utilizado.

Cuando se utiliza un microplasmatrón para detener la hemorragia de una herida superficial el tamaño de la sección del último canal depende, sin embargo, tanto del tipo de tejido como del tipo de gas generador de plasma.

Cuando se utiliza el gas argón para detener la hemorragia de las incisiones quirúrgicas en los pulmones, el bazo y el hígado las dimensiones de la sección del último canal deben ser de 2,5 mm y en el caso de los riñones de 1,5 mm.

En la figura 7 se muestra una unidad quirúrgica de plasma, consistente en un cuerpo eléctricamente conductor 6 similar a un lápiz con una punta 7 con la sección necesaria para formar el chorro de plasma y conectado al polo positivo de una fuente de energía de gas con un potencial positivo. El cuerpo 6 comprende un canal cilíndrico para calentar el gas generador de plasma y está constituido por las secciones 8, 9, 10 que están eléctricamente aisladas entre sí y conectadas al cuerpo 6 a través de un casquillo concéntrico 11 eléctricamente aislado con los canales 12 para conducir el fluido refrigerante hasta y desde el canal calentador del gas. Las secciones 8, 9, 10 están interconectadas mediante manguitos eléctricamente aislantes 22.

Las secciones 8, 9, 10 cada una de ellas tiene una longitud de canal l_{n}, siendo n el número de la sección tal como se calcula a partir del cátodo 13 y se ilustra como l_{1}, l_{2}, l_{3} respectivamente en la figura 7.

Las secciones 8 y 9 tienen el mismo diámetro d_{c}. La última sección 10, que está diseñada par formar el chorro de plasma está conectada con la punta 7 y construida en forma de dos agujeros cilíndricos coaxiales 17, 18 con un diámetro de entrada idéntico al diámetro de todas las secciones precedentes d_{f} y un agujero de salida 18 con un diámetro d_{f} = 0,4 a 0,6 mm y longitud l = (1,5 a 2,0) x d_{r}. La sección d_{r} del canal en el agujero de salida 18 detiene la hemorragia de las heridas quirúrgicas grandes. La sección del canal depende del tipo de gas generador de plasma y la especie de tejido biológico.

El número total de las secciones 8, 9, 10 no debe ser inferior a tres y la longitud de cada sección siguiente separada del cátodo debe de ser l_{n} = n x d_{e}.

La primera sección 8 está configurada como un electrodo cilíndrico hueco que está conectado con el cuerpo 6 mediante el casquillo 11 eléctricamente aislado y con el cátodo 13, 14 mediante el casquillo 15 sellante eléctricamente aislado. La secciones están mutuamente interconectadas mediante juntas 22 eléctricamente aisladas.

El cátodo consiste en un tubo 14 eléctricamente conductor en un extremo del cual se encuentra fijado el electrodo 13 de un metal de elevado punto de fusión, proporcionando el nivel necesario de corriente para la emisión termoelectrónica en el rango de trabajo de las corrientes descargadas. El extremo opuesto del tubo sirve como conexión a la unidad de alimentación de gas y está conectado con los polos negativos de la fuente de energía básica y al sistema de gatillo del microplasmatrón. El tubo eléctricamente conductor 14 está fabricado con perforaciones 16 para la alimentación y uniforme distribución del gas generador de plasma a la cámara de descarga del microplasmatrón.

Para trabajar con gases inertes generadores de plasma (argón, criptón, xenón) el electrodo del cátodo 13 está fabricado de wolfram o sus aleaciones. Para utilizar aire o vapor como gases generadores de plasma el electrodo del cátodo 13 está fabricado de zirconio o hafnio (figuras 7,8).

Cuando se utiliza un vapor como gas generador de plasma las secciones penúltima y última 9, 10, respectivamente, están formadas al principio y al final, respectivamente, con canales 19 en disposición tangencial (ver figura 8 y 8a) que están conectados al canal que calienta el gas generador de plasma y teniendo el volumen separado del agua refrigerante mediante los insertos 20 formados de poros situados dentro de un manguito 21 térmicamente aislante. Los insertos porosos 20 cubren por lo menos la mitad de la superficie externa de las secciones penúltima y última 9 y 10. La cavidad llena de agua está conectada a un sistema que regula la presión del agua para controlar la cantidad de consumo de vapor. La descarga de corriente proporciona la temperatura necesaria del flujo de plasma y la cantidad del consumo de vapor está entre 3,0 y 8,0 A.

Debe ser evidente que la cicatriz generada por la utilización del dispositivo de la presente invención tiene una capa esponjosa de necrosis bien definida con un grosor de 0,15 a 0,25 mm, que corresponde a entre 3 y 5 secciones de poros característicos de esta.

La capa porosa según la presente invención tiene un borde bien definido hacia el tejido subyacente, lo cual indica una penetración de calor en el tejido muy restringida y la localización del borde de evaporación del componente líquido del tejido en dicha zona.

La comparación del grosor de la capa esponjosa de necrosis (SNL) resultante de la exposición de heridas con hemorragia intensa en hígado y bazo a plasma y a láser muestra que en el primer caso la SNL tiene un grosor que es entre 3 y 5 veces mayor que en el segundo caso.

El tamaño de poro con la exposición a plasma es de 1,5 veces menor que con la exposición a láser y el grosor de tejido entre poros es 1,3 veces mayor. Ello indica que la permeabilidad de una capa esponjosa desecada es aproximadamente similar a la de un tejido desecado obtenida mediante procedimientos que implican un calentamiento lento a una temperatura que solamente excede ligeramente la de evaporación del componente líquido del tejido.

Estas investigaciones del proceso reparador en el tejido de hígado, pulmones y riñones han mostrado que la cura una vez expuestos a flujos de argón, neón y helio ocurre de forma convencional y no depende del tipo de gas utilizado. La cura de los órganos ocurre sin la deformación de cicatrices ásperas en los mismos.

El dispositivo según la presente invención no está limitado a las características dadas a conocer y descritas, sino que se puede modificar de múltiples formas dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

Claims (6)

1. Dispositivo para detener las hemorragias en tejidos vivos animales y humanos y para formar una cicatriz mediante un chorro de plasma, comprendiendo dicho dispositivo medios para generar un plasma que comprende un cuerpo eléctricamente conductor (6) y una fuente de energía de gas, presentando dicho cuerpo conductor (6) la apariencia de un lápiz y estando formado con una punta (7) para formar la sección de chorro de plasma necesaria, estando dicho cuerpo (6) conectado a un polo positivo de dicha fuente de energía de gas que está a un potencial positivo, comprendiendo el cuerpo (6) un canal cilíndrico (17) para calentar el gas generador de plasma, canal que está formado por un número de secciones (8, 9, 10) y cada una de las cuales está conectada al cuerpo (6) mediante casquillos (11) eléctricamente aislados que son concéntricos con las secciones (8, 9, 10), caracterizado porque el número de secciones (8, 9, 10) están separadas longitudinalmente y están aisladas eléctricamente entre sí, los casquillos eléctricamente aislados (11) están formados con canales (12) diseñados para conducir un líquido refrigerante hasta y desde el canal calentador del gas (17) y porque dichas secciones (8, 9, 10) tienen una longitud de canal l_{n}, siendo n el número de sección calculada desde el extremo próximo, siendo el número total de secciones de por lo menos tres, presentando todas las secciones (8, 9), excepto la sección más distal el cátodo (13) un diámetro igual d_{c} y además siendo l_{n} = n x d_{c} la longitud de cada una de las secciones contiguas (8, 9, 10), separadas del cátodo (13).

2. Dispositivo según la reivindicación 1, en el que la sección más distal (10) está conectada con la parte de la punta (7) del cuerpo (6) y está formada por dos perforaciones cilíndricas coaxiales (17,18) cuyo diámetro de entrada es igual al diámetro d_{c} de todas las secciones precedentes (8, 9) y el diámetro d_{f} de la perforación de salida (18) de la misma, siendo dicho diámetro d_{f} igual a 0,4 a 0,6 mm, y siendo su longitud l igual a (1,5-2,0) x d_{f}.

3. Dispositivo según las reivindicaciones 1 ó 2, en el que la sección próxima (8) presenta la forma de un electrodo cilíndrico hueco que está conectado al cuerpo (6) mediante un casquillo eléctricamente aislado (11) y comprende el cátodo (13, 14) que está conectado a la sección (8) a través de un casquillo sellante (15) eléctricamente aislado.

4. Dispositivo según las reivindicaciones 1, 2 ó 3, en el que el electrodo (13, 14) es un tubo eléctricamente conductor (14) en un extremo del cual se encuentra unido un electrodo (13) de un metal con un elevado punto de fusión que comprende, por ejemplo, wolfram o sus aleaciones, circonio o hafnio, proporcionando dicho electrodo un nivel de corriente durante la emisión termoelectrónica para calentar el plasma a una temperatura comprendida entre 4.500ºK y 10.500ºK y el extremo opuesto de dicho tubo (14) sirviendo como conexión para el transporte de gas y como polo negativo de una fuente de energía base y como polo negativo del sistema de gatillo del dispositivo, y porque el tubo (14) eléctricamente conductor está formado por perforaciones (16) para conducir y distribuir uniformemente el gas generador de plasma a la cámara de flujo de dicho dispositivo.

5. Dispositivo según la reivindicación 3, en el que le electrodo (13) del cátodo (13,14) está fabricado de wolfram o sus aleaciones, circonio o hafnio.

6. Dispositivo según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que la segunda sección más distal y la más distal (9,10) están formadas en las partes delantera y trasera por canales en disposición tangencial (19) que están conectados al canal (12) para calentar el gas generador de plasma y el canal (12) está separado del agua refrigerante mediante insertos porosos dispuestos en un casquillo cilíndrico (21) térmicamente aislante, y porque dichos insertos porosos cubren por lo menos la mitad de la superficie externa de las secciones segunda más externa y más externa (9,10).