ES2247416T3 - Aparato para la fijacion de una sonda de electrofisiologia a una pinza. - Google Patents

Abstract

Aparato para su utilización con una pinza (10), que comprende un primer y segundo elementos de pinza (22, 24) y una sonda (184) que comprende un cuerpo de sonda y como mínimo un dispositivo de transmisión de energía soportado por el cuerpo de la sonda, cuyo aparato comprende: un elemento de base (174, 174¿, 198, 204) configurado para su montaje desmontable como mínimo a uno de los primer y segundo elementos de pinzado; y una ranura (176, 200, 206) definida por el elemento de base y configurada para acoplarse de manera desmontable con la sonda.

Description

Aparato para la fijación de una sonda de electrofisiología a una pinza.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

La presente invención se refiere de manera general a dispositivos para el soporte de sondas.

2. Descripción de las técnicas relacionadas

Se presentan muchos casos en los que se deben insertar en el cuerpo humano elementos de diagnóstico y elementos terapéuticos. Uno de los casos se refiere al tratamiento de afecciones cardíacas tales como fibrilación del atrio y palpitación del atrio que llevan a un desagradable ritmo cardíaco irregular, llamado arritmia.

El ritmo sinoidal normal del corazón empieza en el nodo sinoatrial (o "nodo SA") generando un impulso eléctrico. El impulso se propaga habitualmente de manera uniforme por los atrios derecho e izquierdo y el septo del atrio hacia el nodo atrioventricular (o "nodo AV"). Esta propagación provoca que los atrios se contraigan de manera organizada para transportar sangre desde los atrios a los ventrículos, y proporcionar una estimulación sincronizada de los ventrículos. El nodo AV regula el retraso de propagación al haz atrioventricular (o haz "HIS"). Esta coordinación de la actividad eléctrica del corazón provoca la sístole del atrio durante la diástole del ventrículo. Esto mejora, a su vez, la función mecánica del corazón. La fibrilación del atrio tiene lugar cuando obstáculos anatómicos del corazón alteran la propagación uniforme normal de los impulsos eléctricos en los atrios. Estos obstáculos anatómicos (llamados "bloqueos de conducción") pueden provocar que el impulso eléctrico degenere en varias pequeñas ondas circulares que circulan alrededor de los obstáculos. Estas pequeñas ondas, llamadas "circuitos de reentrada", alteran la activación normalmente uniforme de los atrios izquierdo y derecho. A causa de una pérdida de sincronía atrioventricular, las personas que sufren fibrilación y palpitación del atrio sufren también las consecuencias de una hemodinámica alterada y pérdida de rendimiento cardíaco. También se encuentran sometidas a un superior riesgo de infarto y a otras complicaciones tromboembólicas a causa de la pérdida de contracción eficaz y de la estasis del atrio.

Un método quirúrgico de tratamiento de la fibrilación del atrio por interrupción de las rutas de los circuitos de reentrada es el llamado "procedimiento laberinto" ("maze procedure"), que se refiere a un modelo preescrito de incisiones para crear anatómicamente una trayectoria compleja, o laberinto, para propagación eléctrica dentro de los atrios izquierdo y derecho. Las incisiones dirigen los impulsos eléctricos desde el nodo SA a lo largo de una ruta especificada con intermedio de todas las zonas de ambos atrios, provocando la contracción uniforme requerida para la función normal de transporte en el atrio. Las incisiones dirigen finalmente el impulso al nodo AV para activar los ventrículos, reestableciendo la sincronía normal atrioventricular. Las incisiones son también colocadas cuidadosamente para interrumpir las rutas de conducción en los circuitos de reentrada más habituales. El procedimiento laberinto se ha demostrado muy eficaz en la curación de la fibrilación del atrio. No obstante, el procedimiento de laberinto es técnicamente difícil de realizar. También requiere cirugía a corazón abierto y es muy oneroso. Por lo tanto, a pesar de su considerable éxito clínico, solamente unos pocos procesos de laberinto se llevan a cabo al año.

También se han desarrollado procesos de tipo laberinto utilizando catéteres y/o sondas quirúrgicas (designadas colectivamente "sondas") que forman lesiones para crear un laberinto de conducción eléctrica en una ruta predeterminada. De manera típica, las lesiones se forman por ablación de tejidos con uno o varios electrodos. La energía electromagnética de radiofrecuencia ("RF") aplicada por el electrodo calienta, y eventualmente extermina (es decir, "corta"), los tejidos formando una lesión. Durante la ablación o corte de tejidos blandos (es decir, tejidos distintos de la sangre, huesos y tejidos conectivos), tiene lugar la coagulación de tejidos y es la coagulación la que extermina los tejidos. Por lo tanto, las referencias a la ablación de tejidos blandos son necesariamente referencias a la coagulación de tejidos blandos. La "coagulación de tejidos" es un proceso de reticulación de proteínas en los tejidos para provocar que éstos gelifiquen. En los tejidos blandos, es el fluido dentro de las membranas de las células de los tejidos el que se gelifica exterminando las células, y por lo tanto exterminando el tejido.

Los catéteres utilizados para generar lesiones incluyen, de manera típica, un cuerpo relativamente largo y flexible que tiene uno o varios electrodos en su parte extrema o distal. La parte del cuerpo del catéter que se inserta en el paciente tiene, de manera típica, una longitud de 58,4 a 139,7 cm y puede haber otros de 20,3 a 38,1 cm, incluyendo un asa de sujeción, fuera del cuerpo del paciente. El extremo próximo del cuerpo del catéter está conectado al asa que incluye controles de direccionado. La longitud y flexibilidad del cuerpo del catéter permiten que éste sea insertado en una vena o arteria principales (típicamente la arteria femoral), dirigida hacia el interior del corazón, y a continuación se manipula de manera que el electrodo establece contacto con los tejidos cuya ablación se debe realizar. La formación de imágenes fluoroscópicas que utiliza para proporcionar al médico una indicación visual de la localización del catéter. Se dan a conocer ejemplos de catéteres en la patente U.S.A. Nº 5.582.609.

Las sondas quirúrgicas utilizadas para crear lesiones incluyen frecuentemente un asa de sujeción, un vástago relativamente corto que tiene una longitud aproximada de 10,2 a 45,7 cm y que es rígido o relativamente rígido, y una sección distal que tiene una longitud de 2,54 a 25,4 cm que es maleable o algo flexible. Uno o varios electrodos son soportados por la sección distal. Las sondas quirúrgicas son utilizadas en procesos epicárdicos y endocárdicos, incluyendo procesos en corazón abierto y procesos mínimamente invasivos en los que el acceso al corazón se obtiene mediante una tracotomía, toracotostomía o esternotomía media. Se dan a conocer sondas quirúrgicas que tienen carácter de ejemplo en la patente U.S.A. Nº 6.142.994.

Las pinzas, que tienen un par de elementos rígidos de pinza dispuestos en oposición que se pueden utilizar para sostener una estructura corporal o una parte de la misma, se utilizan en muchos tipos de procesos quirúrgicos. Los electrodos creadores de lesiones también se han fijado de manera permanente a ciertos tipos de pinzas. Se muestran ejemplos de pinzas que pueden soportar electrodos creadores de lesiones en la patente U.S.A. Nº 6.142.994. Estas pinzas son particularmente útiles cuando el médico desea colocar electrodos en lados opuestos de una estructura corporal.

Tal como se utiliza en esta descripción, el término "pinza" comprende, sin que ello sirva de limitación, pinzas, mordazas, fórceps, hemostatos o cualquier otro dispositivo quirúrgico que incluye un par de elementos de pinza en oposición que retienen el tejido, y de los que, por lo menos uno, es desplazable con respecto al otro. En algunos casos, los elementos rígidos de la pinza están conectados a un dispositivo similar a unas tijeras que comprende un par de brazos de soporte de un asa de sujeción que están conectados con capacidad de pivotamiento entre sí. Los elementos de pinza están fijados a un extremo de los brazos y las asas están fijadas al otro extremo. Los elementos de pinza se juntan al desplazarse las asas una hacia la otra. Ciertas pinzas particularmente útiles en procesos mínimamente invasivos incluyen también un par de asas y un par de elementos de pinzas. No obstante, en este caso, los elementos de pinza y los elementos de asa no están montados en los extremos opuestos del mismo brazo. En vez de ello, las asas son soportadas por un extremo de un cuerpo alargado y los elementos de pinza son soportados por el otro. Un enlace mecánico adecuado situado dentro del cuerpo envolvente provoca que los elementos de pinza se desplacen uno con respecto al otro como respuesta al movimiento de las asas.

Los elementos rígidos de la pinza en pinzas convencionales pueden ser lineales o pueden tener una curvatura predefinida optimizada para un proceso quirúrgico específico o una parte del mismo. Por lo tanto, es necesario tener una amplia variedad de pinzas a mano. En el sector de la electrofisiología, se debe mantener una amplia variedad de pinzas que tienen electrodos fijados de manera permanente a los mismos. El documento US-B1-6 174 309 da a conocer un aparato para su utilización con una pinza y una sonda.

El inventor ha determinado que sería ventajoso poner a disposición de los médicos una amplia variedad de dispositivos, incluyendo pinzas (con o sin dispositivos de transmisión de energía) y sondas quirúrgicas que comportan dispositivos de transmisión de energía, según una amplia variedad de formas, y hacerlo de manera que sea más efectivo en cuanto a costes que en un aparato convencional.

Características de la invención

La invención es la definida en el juego de reivindicaciones adjunto.

Un aparato a utilizar con una pinza comprende un elemento de base configurado para su fijación a la pinza y como mínimo un dispositivo de transmisión de energía soportado por el elemento de base. Este aparato proporciona una serie de ventajas. Por ejemplo, este aparato puede ser utilizado para convertir de manera rápida una pinza convencional en un dispositivo electrofisiológico. En los casos en los que un procedimiento requiere una serie de pinzas distintas, el aparato puede ser desplazado de una pinza a otra, eliminando de esta manera los costes asociados con la disposición de una variedad de pinzas distintas con dispositivos y transmisión de energía permanentemente fijados a las mismas.

Un aparato a utilizar con una pinza y sonda, que lleva como mínimo un dispositivo de transmisión de energía de acuerdo con una realización de la presente invención, comprende un elemento de base configurado para su fijación a la pinza y un dispositivo de acoplamiento asociado con elemento de base y configurado para acoplarse a la sonda, de manera que el dispositivo de acoplamiento comprende una ranura definida por el elemento de base. Este aparato proporciona una serie de ventajas. Por ejemplo, un aparato de este tipo puede ser utilizado para convertir con rapidez una pinza convencional en un dispositivo electrofisiológico y para conseguir mejor contacto del dispositivo de transmisión de tejidos/energía (o simplemente un contacto distinto) que el que se podría conseguir con la propia sonda. Además, en los casos en los que un proceso requiere una variedad de pinzas diferentes, el aparato puede ser desplazado de una pinza a otra, eliminando de esta manera los costes asociados cuando se dispone una serie de pinzas distintas con dispositivos de transmisión de energía permanentemente fijados a los mismos.

Las características anteriormente descritas y muchas otras, así como las ventajas correspondientes de la presente invención, quedarán evidentes al hacer referencia a la descripción detallada siguiente, teniendo en consideración los dibujos adjuntos.

Breve descripción de los dibujos

A continuación se realizará una descripción detallada de realizaciones preferentes de la invención con referencia a los dibujos adjuntos.

La figura 1 es una vista en planta de una pinza convencional.

La figura 2 es una vista lateral de la pinza mostrada en la figura 1.

La figura 3 es una vista a mayor escala de una parte de la pinza mostrada en la figura 1, sujetando una vena.

La figura 4 es una vista en planta de un par de conjuntos de transmisión de energía.

La figura 5 es una vista en planta que muestra los conjuntos de transmisión de energía mostrados en la figura 4, montados en una pinza.

La figura 6 es una vista frontal de una unidad electroquirúrgica.

La figura 7a es una vista en sección según la línea de corte (7a-7a) de la figura 4.

La figura 7b es una vista en sección según la línea de corte (7b-7b) de la figura 4.

La figura 8 es una vista en sección según la línea de corte (8-8) de la figura 7a.

La figura 9a es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 9b es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 10 es una vista en planta de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 11 es una vista en sección según una línea de corte (11-11) de la figura 10.

La figura 12 es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 13 es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 14 es una vista en sección según la línea de corte (14-14) de la figura 13.

La figura 15 es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 16a es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 16b es una vista en sección de un conjunto de transmisión de energía.

La figura 17 es una vista en sección de un dispositivo de soporte de una sonda de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 18 es una vista en sección según la línea de corte (18-18) de la figura 17.

La figura 19 es una vista parcial en planta que muestra un par de dispositivos de soporte de la sonda mostrados en la figura 17, soportando un par de sondas en una pinza.

La figura 20 es una vista en planta que muestra un par de dispositivos de soporte de la sonda que se han mostrado en la figura 17, soportando un par de sondas en una pinza.

La figura 21 es una vista en sección de un dispositivo de soporte de una sonda de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 22 es una vista en sección según la línea de corte (21-21) de la figura 20.

La figura 23 es una vista en sección de un dispositivo de soporte de una sonda de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 24 es una vista desde un extremo de un dispositivo de soporte de una sonda de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 25 es una vista en planta de un dispositivo de soporte de una sonda mostrado en la figura 24.

La figura 26 es una vista desde un extremo de un dispositivo de soporte de una sonda de acuerdo con una realización preferente de la presente invención.

La figura 27 es una vista en planta de una pinza.

La figura 28 es una vista en planta de un mandrino.

La figura 29 es una vista lateral del mandrino mostrado en la figura 28.

Las figuras 30 y 31 son vistas en planta de la pinza mostrada en la figura 27, siendo curvada con el mandrino mostrado en la figura 28.

La figura 32 es una vista en planta que muestra un ejemplo de la forma en la que la pinza de la figura 27 puede ser curvada.

La figura 33 es una vista en planta que muestra otro ejemplo de la forma en la que la pinza mostrada en la figura 27 puede ser curvada.

La figura 34 es una vista en planta de una pinza.

Descripción detallada de las realizaciones preferentes

La siguiente es una descripción detallada de las mejores formas actualmente conocidas para llevar a cabo la invención. Esta descripción no se debe considerar en sentido limitativo, sino que tiene simplemente la finalidad ilustrativa de los principios generales de la invención.

La descripción detallada de las realizaciones preferentes está organizada de la forma siguiente:

I. Conjuntos de transmisión de energía

II. Dispositivos de transmisión de energía, detección de temperatura y control de potencia

III. Aparato de enfriamiento de los tejidos

IV. Dispositivos de soporte de la sonda

V. Pinza con elementos maleables de la misma.

Los títulos de las secciones y organización general de la siguiente descripción detallada tienen finalidad solamente de mayor comodidad y no están destinadas a limitar la presente invención.

Esta descripción da a conocer una serie de estructuras, principalmente en el contexto de ablación cardíaca, porque dichas estructuras están adecuadamente dispuestas para su utilización con tejidos del miocardio. No obstante, se debe considerar que dichas estructuras son aplicables en terapias que comportan otros tipos de tejidos blandos. Por ejemplo, diferentes aspectos de la presente invención tienen aplicaciones en procedimientos que se refieren a otras zonas del cuerpo tales como la próstata, hígado, cerebro, páncreas, útero y otros órganos sólidos.

I. Conjuntos de transmisión de energía

Se pueden utilizar conjuntos de transmisión de energía de acuerdo con la presente invención para convertir una pinza convencional en un dispositivo de coagulación de tejidos. Los conjuntos de transmisión de energía pueden ser también utilizados para convertir una pinza de acuerdo con la siguiente sección V en un dispositivo de coagulación de tejidos.

Un ejemplo de una pinza convencional que se puede utilizar en relación con la presente invención es la representada, de modo general, con el numeral de referencia (10) en las figuras 1-3. La pinza (10) comprende un par de brazos rígidos (12) y (14) que están conectados de forma pivotante entre sí por medio de un pasador (16). Los extremos próximos de los brazos (12) y (14) están conectados, respectivamente, a un par de elementos de asa (18) y (20), mientras que los extremos distales están conectados, respectivamente, a un par de elementos rígidos de la pinza (22) y (24). Un dispositivo de bloqueo (26) permite el bloqueo de la pinza en posición cerrada, e impide que los elementos de la pinza (22) y (24) puedan acercarse entre sí más de lo que se ha mostrado en la figura 1, definiendo por lo tanto un espacio predeterminado entre los elementos de pinzado. La pinza (10) comprende también un par de elementos postizos deformables (28) y (30) que son soportados de manera desmontable por los elementos de pinza (22) y (24). Los elementos postizos (28) y (30) permiten que la pinza (10) sujete de manera firme un elemento corporal (32) sin producir daños en dicho elemento o estructura corporal. Los elementos postizos (28) y (30) comprenden cuerpos acoplables (34) que se extienden atravesando aberturas correspondientes (36) de los elementos (22) y (24) de la pinza para retener en su lugar a dichos elementos postizos.

Tal como se muestra, por ejemplo, en las figuras 4 y 5, un aparato (100) para convertir la pinza (10) (de la cual han sido eliminadas las piezas postizas (28) y (30)) en un dispositivo para coagulación de tejidos bipolar incluye un par de conjuntos de transmisión de energía (102) y (104). Cada uno de dichos conjuntos de transmisión de energía incluye un elemento de base (106) que puede ser asegurado de forma desmontable a una de los elementos de pinza (22) y (24) y un dispositivo de transmisión de energía (108). [Los dispositivos de transmisión de energía (108) son descritos posteriormente con mayor detalle en la Sección II]. A pesar de que la configuración de los conjuntos de transmisión de energía (102) y (104) pueden variar de una aplicación a otra para adecuarse a situaciones particulares, dichos conjuntos de transmisión de energía, en la realización dada a modo de ejemplo, están configurados de manera que hacen tope uno contra el otro de la misma forma que las piezas postizas (28) y (30) (figuras 1 a 3) cuando la pinza (10) está en la configuración cerrada mostrada en la figura 5. Una disposición de este tipo permitirá que los conjuntos de transmisión de energía (102) y (104) sujeten una estructura corporal del mismo modo que las piezas postizas (28) y (30).

Los elementos de base a modo de ejemplo (106) están formados de forma preferente con un material blando, elástico, de durómetro bajo que es aislante eléctricamente. Entre los materiales apropiados se incluyen poliuretano, silicona y mezclas de poliuretano/silicona que tienen una dureza entre 20 Shore D y 72 Shore D de manera aproximada. Haciendo referencia a las figuras 7a, 7b y 8, cada uno de los elementos de base a modo de ejemplo (106) incluye una abertura extendiéndose en dirección longitudinal (110) dentro de la cual pueden ser insertados los elementos de pinza (22) y (24). Las aberturas (110) deben tener unas dimensiones y una forma de modo que los elementos de base (106) sufran un estiramiento cuando dichos elementos de pinza (22) y (24) son insertados. Si, por ejemplo, las aberturas (110) tienen la misma forma en sección transversal que dichos elementos de pinza (22) y (24) (por ejemplo, los dos son elípticos), entonces las aberturas deben tener unas dimensiones ligeramente más reducidas en lo que respecta a sus dimensiones en sección transversal que el correspondiente a los elementos de pinza. El estiramiento de las aberturas (110) crea un acoplamiento íntimo con interferencia entre los elementos de base (106) y los elementos de pinza (22) y (24). De manera adicional, a pesar de que las aberturas (110) tienen una sección transversal con forma semicircular en la realización dada a modo de ejemplo, las aberturas pueden tener una sección transversal con forma redondeada, rectangular, cuadrada o elíptica, o definir una sección transversal con cualquier otra forma, dependiendo de la aplicación particular.

Los elementos de base a modo de ejemplo (106) también incluyen ranuras (102) (figura 8) que fijan la posición de los dispositivos de transmisión de energía (108). La configuración de una ranura (112) dependerá, desde luego, de la configuración del dispositivo de transmisión de energía (108) que deberá soportar. El dispositivo de transmisión de energía mostrado (108) tiene una sección transversal con forma circular de manera general y la ranura (112) tiene una sección transversal con una forma de arco correspondiente. El arco tiene preferentemente más de 180º de modo que el elemento de base (106) se curvará cuando el dispositivo de transmisión de energía (108) sea insertado en la ranura (112) y recuperará su forma rápidamente para sostener en su posición a dicho dispositivo de transmisión de energía. Se puede utilizar asimismo adhesivo para asegurar los dispositivos de transmisión de energía (108), especialmente en los casos en los que el arco tiene menos de 180º.

Otro aparato a modo de ejemplo para convertir la pinza (10) (de la cual han sido eliminadas las piezas postizas (28) y (30)) en un dispositivo para coagulación de tejidos bipolar es mostrado en las figuras 9a y 9b. El aparato incluye un par de conjuntos de transmisión de energía (114) y (116) que son similares de manera substancial a los conjuntos de transmisión de energía (102) y (104), y los elementos similares son representados por números de referencia similares. Cada uno de los conjuntos de transmisión de energía (114) y (116) incluye un elemento de base (106') que puede ser fijado de forma desmontable a uno de los elementos de pinza (22) y (24) y un dispositivo de transmisión de energía (108). En este caso, sin embargo, los elementos de base (106') están fijados a los elementos de pinza (22) y (24) con estructuras conjugadas o coincidentes (118) que acoplan de forma mecánica los elementos de pinza.

Las estructuras de acoplamiento coincidente (118), a modo de ejemplo, que de manera preferente son integrales con los elementos de base (106') y están formadas con el mismo material elástico, incluyen una parte relativamente estrecha o de menores dimensiones (120) y una parte relativamente ancha o de mayores dimensiones (122). Las partes relativamente estrechas tienen de forma aproximada las mismas dimensiones que las aberturas para elemento de pinza (36) y las partes relativamente anchas (122) son ligeramente más grandes que las aberturas para elemento de pinza. Una conexión desmontable es realizada forzando las estructuras de acoplamiento coincidente (118) hacia el interior de un extremo de las aberturas (36), deformando de este modo las partes relativamente anchas (122), y luego forzando los elementos de base (106') contra los elementos de pinza (22) y (24) hasta que las partes relativamente anchas salen a través del otro extremo de las aberturas y recuperan su forma original.

Las estructuras de acoplamiento coincidente (118) a modo de ejemplo también pueden ser reconfiguradas eliminando las partes relativamente anchas (122) y agrandando las partes relativamente estrechas (120) de modo que estas últimas crearán un acoplamiento con interferencia dentro de las aberturas del elemento de pinza (36). De manera alternativa, tal como será descrito a continuación haciendo referencia a la figura 12, las estructuras de acoplamiento coincidente que se extienden de forma longitudinal, que también crean un acoplamiento ajustado, pueden ser utilizadas cuando se forman ranuras extendiéndose de forma longitudinal en los elementos de pinza. Otra alternativa es dotar los elementos de pinza de una o más estructuras pequeñas de acoplamiento coincidente que se extienden hacia afuera de los mismos. Las estructuras de acoplamiento coincidente para el elemento de pinza serán alojadas dentro de las aberturas o ranuras formadas en el elemento de base.

Haciendo referencia nuevamente a las figuras 10 y 11, puede utilizarse un conjunto de transmisión de energía (124) para convertir la pinza (10) (de la cual han sido eliminadas las piezas postizas (28) y (30)) en un dispositivo para coagulación de tejidos unipolar. El conjunto de transmisión de energía (124) incluye un elemento de base (126), que puede ser asegurado de forma desmontable a los dos elementos de pinza (22) y (24), y una serie de dispositivos de transmisión de energía separados (108). A pesar de que la configuración del conjunto de transmisión de energía (124) puede variar de acuerdo con las distintas aplicaciones para adecuarse a situaciones particulares, el conjunto de transmisión de energía de la realización a modo de ejemplo está configurado de forma que hará tope con cada uno de los elementos de pinza cuando la pinza (10) presente la orientación cerrada mostrada en la figura 10.

El elemento de base (126) a modo de ejemplo está formado preferentemente con un material blando, elástico, de durómetro bajo que es aislante eléctricamente. Entre los materiales apropiados se incluyen poliuretano, silicona y mezclas de poliuretano/silicona que tienen una dureza entre 20 Shore D y 72 Shore D de manera aproximada. Una ranura (128) asegura los dispositivos de transmisión de energía (108) en su lugar. A pesar de que la configuración de la ranura (128) dependerá de la configuración de los dispositivos de transmisión de energía (108), la ranura a modo de ejemplo tiene una sección transversal con forma de arco que se ajusta a la forma cilíndrica de los dispositivos de transmisión de energía dados a modo de ejemplo. Dicho arco es mayor a 180º de manera preferente, de modo que el elemento de base (126) se curvará cuando los dispositivos de transmisión de energía (108) son introducidos dentro de dicha ranura (128) y luego recuperan rápidamente su forma original para sostener en su posición a dichos dispositivos de transmisión de energía. Se puede utilizar asimismo un adhesivo para asegurar en posición los dispositivos de transmisión de energía (108), especialmente en los casos en que dicho arco tiene menos de 180 grados.

El elemento de base (126) está asegurado de forma desmontable a los elementos de pinza (22) y (24) con dos conjuntos de estructuras de acoplamiento coincidente (118) que han sido descritas anteriormente haciendo referencia a las figuras 9a y 9b (presentando o no las partes relativamente anchas (122)). De manera alternativa, y como se muestra, por ejemplo, en la figura 12, en los casos en los que los elementos de pinza (22') y (24') incluyen ranuras extendiéndose de forma longitudinal (38) en lugar de aberturas (36), el conjunto de transmisión de energía (124) puede estar dotado de estructuras de acoplamiento coincidente extendiéndose longitudinalmente (130) que se extienden hacia afuera desde el elemento de base (126'). Dichas estructuras de acoplamiento coincidente extendiéndose longitudinalmente (130), que son integrales de forma preferente con el elemento de base (126') y que están formadas con el mismo material elástico, tienen unas dimensiones y una forma apropiadas para crear un acoplamiento ajustado con dichas ranuras (38). Aún otra alternativa es dotar a los elementos de pinza de una o más estructuras de acoplamiento coincidente que son alojadas dentro de las aberturas o ranuras formadas en el elemento de base.

Otro conjunto de transmisión de energía que puede ser utilizado para convertir la pinza (10) en un dispositivo para coagulación de tejidos unipolar es representado de forma general con el número de referencia (132) en las figuras 13 y 14. El conjunto de transmisión de energía (132) incluye un elemento de base (134) que está formado de manera preferente con un material blando y elástico, de bajo durómetro y una serie de dispositivos de transmisión de energía (108). El material que conforma el elemento de base (134) también debe ser aislante eléctricamente. Entre los materiales apropiados se incluyen poliuretano, silicona y mezclas de poliuretano/silicona que tienen una dureza entre 20 Shore D y 72 Shore D de manera aproximada. También se dispone una ranura (128), que asegura la posición de los dispositivos de transmisión de energía (108) del modo descrito anteriormente haciendo referencia a las figuras 10 y 11.

El elemento de base (134) a modo de ejemplo incluye una abertura extendiéndose de forma longitudinal (136) dentro de la cual pueden ser insertados los elementos de pinza (22) y (24). La abertura (136) debe tener una forma y dimensiones tales que dicho elemento de base (134) será forzado a estirarse cuando los elementos de pinza (22) y (24) son insertados con la pinza (10) en una orientación cerrada. El estiramiento crea un acoplamiento ajustado entre el elemento de base (134) y los elementos de pinza (22) y (24). De manera adicional, a pesar de que las aberturas (110) tienen una sección transversal con forma elíptica en la realización dada a modo de ejemplo, dichas aberturas pueden tener una sección transversal con forma circular, rectangular, cuadrada o semicircular, o definir una sección transversal con cualquier otra forma, dependiendo de la aplicación particular.

La longitud de los elementos de base de los conjuntos de transmisión de energía a modo de ejemplo variará de acuerdo con la aplicación deseada. En el sector de los tratamientos cardiovasculares, se anticipa que el rango de longitudes apropiadas está entre 2 cm y 10 cm de forma aproximada, pero no está limitado a dichas longitudes.

Los conjuntos de transmisión de energía, a modo de ejemplo descritos anteriormente, también pueden ser modificados en una gran variedad de formas. Por ejemplo, el conjunto de transmisión de energía mostrado en las figuras 10 y 11 puede ser convertido en un dispositivo bipolar simplemente añadiendo una segunda ranura (128) que está separada de forma preferente de la ranura existente y es paralela a la misma. La segunda ranura (128) podría, por ejemplo, incluir un único dispositivo de transmisión de energía de retorno (108) o una serie espaciada de dispositivos de transmisión de energía de retorno. De forma adicional, como se muestra por ejemplo en las figuras 7a y 13, los elementos de base y los dispositivos de transmisión de energía de las realizaciones mostradas están configurados de modo que dichos dispositivos de transmisión de energía están dispuestos de forma lineal y paralela, de manera general, con respecto al eje longitudinal de los elementos de base (cuando los conjuntos están en estado relajado y no siendo forzados contra una estructura corporal). Los elementos de base y/o dispositivos de transmisión de energía pueden ser reconfigurados de modo que dichos dispositivos de transmisión de energía, o una parte de los mismos, están dispuestos de forma curva y/o no paralela con el eje longitudinal de los elementos de base cuando están en estado relajado.

II. Dispositivos de transmisión de energía, detección de temperatura y control de la energía

En las realizaciones a modo de ejemplo, mostradas en las figuras 4-16b, los dispositivos de transmisión de energía son electrodos. De manera más específica, los dispositivos de transmisión de energía tienen preferentemente la forma de electrodos enforma de bobinas enrolladas en espiral que son relativamente flexibles. Las bobinas están hechas de material eléctricamente conductor, como, por ejemplo, aleaciones de cobre, platino, o acero inoxidable, o composiciones como materiales tubulares rellenos estirados (por ejemplo, un núcleo de cobre con un recubrimiento de platino). El material eléctricamente conductor de las bobinas puede estar recubierto de forma adicional por platino-iridio u oro para mejorar sus propiedades de conducción y biocompatibilidad. Una configuración de electrodo de bobina preferente es dada a conocer en la patente U.S.A. Nº 5.797.905. A pesar de que el diámetro de los electrodos variará dependiendo del tipo de aplicación, el diámetro varía de manera preferente dentro del rango de 1 mm a 3 mm aproximadamente para aplicaciones cardiovasculares.

Como una alternativa, los electrodos pueden tener la forma de anillos sólidos de material conductor, como el platino, o pueden comprender un material conductor, como el platino-iridio o el oro, formando un recubrimiento sobre el elemento de base utilizando técnicas de recubrimiento convencionales o un proceso de deposición asistida de haz de iones (IBAD). Para lograr una mejor adherencia, puede aplicarse un recubrimiento interior de níquel o titanio. Los electrodos también pueden tener la forma de cintas helicoidales. Los electrodos también pueden estar formados con un compuesto de tinta conductora que es impreso por tampografía en un cuerpo tubular no conductor. Un compuesto de tinta conductora preferente es una tinta conductora adhesiva flexible a base de plata (adhesivo de poliuretano), sin embargo, también pueden utilizarse otras tintas conductoras adhesivas a base de metales para formar los electrodos como, por ejemplo, tintas a base de platino, oro, cobre, etc. Dichas tintas son más flexibles que las tintas basadas en resinas epoxi.

Cuando un único electrodo de bobina flexible es soportado por un elemento de base (ver, por ejemplo, la figura 7a), la longitud dependerá de la longitud del elemento de base y del tipo de aplicación deseada. Cuando una serie de electrodos de bobina flexibles espaciados son soportados por un elemento de base (ver, por ejemplo, la figura 10), dichos electrodos tendrán de forma preferente una longitud de 10 mm a 40 mm aproximadamente. De manera preferente, los electrodos tendrán 25 mm de longitud con 1 mm a 2 mm de separación, que resultará en la creación de patrones de lesión continuos en el tejido cuando se aplica energía de coagulación de manera simultánea en electrodos adyacentes. Para electrodos rígidos, la longitud de cada uno de dichos electrodos puede variar entre 3 mm y 10 mm de forma aproximada. Utilizando múltiples electrodos rígidos con una longitud aproximada mayor a los 10 mm, cada uno de ellos afecta de forma adversa la flexibilidad global del dispositivo, mientras que los electrodos que presenten longitudes aproximadas menores a 2 mm no conforman de manera consistente los patrones de lesiones continuas deseados.

Se debe observar también que otros dispositivos de transmisión de energía, tal como, por ejemplo, conjuntos de láser, transductores ultrasónicos, electrodos de microondas, e hilos metálicos calentados de forma óhmica, pueden ser utilizados como substituto de los mencionados electrodos. Otro tipo de dispositivo de transmisión de energía que puede ser utilizado como substituto de los electrodos son los elementos de criotemperatura. En este caso, la transmisión de energía es la eliminación del calor del tejido. Aún otro tipo de dispositivo de transmisión de energía que puede ser utilizado como substituto de los mencionados electrodos son elementos salientes con forma de aguja para ablación química (que tienen una longitud preferente entre 1 mm y 2 mm aproximadamente). En este caso, la transmisión de energía es la transmisión de energía química.

Haciendo referencia, por ejemplo, a las figuras 5 a 8, cada uno de los dispositivos de transmisión de energía (108) está acoplado de manera individual a un hilo metálico (137) (figura 8) que conduce la energía de coagulación. Los hilos metálicos (137) pasan de forma convencional a través de cables (138) hasta un elemento de conexión asociado (140) o (142). Dichos elementos de conexión (140) y (142) están configurados para ser enchufados en una unidad electroquirúrgica ("ESU") (144) que suministra y controla la energía, tal como energía RF. Un ESU apropiado es el ESU modelo 4810 comercializado por EP Technologies, Inc. de San José, California. La ESU (144) mostrada a modo de ejemplo en la figura 6 incluye una serie de dispositivos de visualización y botones que son utilizados para controlar el nivel de energía suministrada a los dispositivos de transmisión de energía (108) y la temperatura de dichos dispositivos de transmisión de energía. Cuando se utiliza una serie de dispositivos espaciados de transmisión de energía (108), la ESU (144) también puede ser utilizada para controlar de forma selectiva cuál de los dispositivos de transmisión de energía debe recibir energía. La cantidad de energía necesaria para coagular tejidos está en el rango entre 5 y 150 W.

La ESU (144) mostrada a modo de ejemplo en la figura 6 puede ser operada de modo bipolar, en el que la energía para coagulación de tejido emitida por los dispositivos de transmisión de energía (108) en un conjunto de transmisión de energía retorna a través del dispositivo o dispositivos de transmisión de energía de otro conjunto de transmisión de energía, y de modo unipolar, en el que la energía para coagulación de tejido emitida por los dispositivos de transmisión de energía de un conjunto de transmisión de energía retorna a través de uno o más electrodos indiferentes (no mostrados) que son acoplados de forma externa a la piel del paciente con un parche o uno o más electrodos (no mostrados) que son posicionados en la acumulación de sangre. Por esta razón, la ESU (144) a modo de ejemplo está dotada de un conector de salida de energía (141) y un par de conectores de retorno (143). En una implementación preferente, los conectores de salida y de retorno de energía (141) y (143) de la ESU tienen formas diferentes para evitar confusiones y los conductores (140) y (142) tienen formas correspondientes. De este modo, en la disposición bipolar mostrada a modo de ejemplo en la figura 5, el conector (140) asociado con el conjunto de transmisión de energía (102) tiene una forma correspondiente al conector de salida (141) de la ESU y el conector (142) asociado con el conjunto de transmisión de energía (104) tiene una forma correspondiente con el conector de retorno (143) de la ESU.

El conector (no mostrado) asociado con el conjunto de transmisión de energía (124) mostrado en la figura 10, que pretende que sea accionado en modo unipolar, tendría una forma correspondiente al conector de salida (141) de la ESU. En los casos en los que resulta deseable pinzar o sujetar el electrodo indiferente dentro del paciente, en contraposición con la colocación del electrodo indiferente sobre la piel del paciente, un segundo conjunto de transmisión de energía puede ser dotado de un conector que tiene una forma correspondiente con el conector de retorno (143) de la ESU. De forma adicional, en los casos en los que el conjunto de transmisión de energía (124) ha sido modificado para incluir electrodos espaciados (o grupos espaciados de electrodos longitudinalmente espaciados) que son operados de modo bipolar, el conjunto sería dotado de un par de conectores. Uno tendría una forma correspondiente con el conector de salida (141) de la ESU y el otro tendría una forma correspondiente con el conector de retorno (143) de la ESU.

Con respecto al control de la energía y la temperatura, uno o más sensores de temperatura (146), como termopares o termistores, pueden estar localizados en, debajo, haciendo tope contra los bordes extremos longitudinales de los dispositivos de transmisión de energía (108) o entre los mismos. También puede disponerse un termopar de referencia (no mostrado). Con el propósito de llevar a cabo el control de la temperatura, las señales de los sensores de temperatura (146) son transmitidas a la ESU (144) mediante conductores (148) (figura 8) que están conectados al conector (140) y, en algunos casos, al conector (142). Los conductores (137) y (148) (que no son mostrados en todas las figuras por razones de claridad) corren a través de aberturas para dichos conductores (150) y pequeños orificios (152), que están formados en los elementos de base (106), (126), (126'), (134) y (134'). Los sensores de temperatura y esquemas de control de energía que están basados en la temperatura medida apropiados son dados a conocer en las patentes U.S.A. Nº 5.456.682, 5.582.609 y 5.755.715.

La cantidad concreta de sensores de temperatura (146) puede variar para adecuarse a aplicaciones particulares. En la disposición bipolar mostrada en las figuras 7a y 7b, por ejemplo, los conjuntos de transmisión de energía (102) y (104) incluyen un único dispositivo de transmisión de energía (108) y el conjunto de transmisión de energía (102) incluye una serie de sensores de temperatura espaciados (146). En este caso, el nivel de energía suministrada al dispositivo de transmisión de energía (108) en el conjunto de transmisión de energía (102) sería controlado basándose en la temperatura más elevada registrada por los sensores de temperatura (146). De manera alternativa, el conjunto de transmisión de energía (104) (que está siendo utilizado como retorno) puede estar dotado además de una serie de sensores de temperatura espaciados (146). En este caso, el nivel de energía suministrada al dispositivo de transmisión de energía (108) en el conjunto de transmisión de energía (102) sería controlado basándose en la temperatura más elevada registrada por cualquiera de los sensores de temperatura (146), ya sea en el conjunto de transmisión (102) o en el conjunto de retorno (104).

En los casos en los que se dispone una serie de dispositivos de transmisión de energía separados (108), tal como en la disposición unipolar mostrada en la figura 13, un sensor de temperatura (146) puede estar asociado con cada uno de los dispositivos de transmisión de energía. En este caso, la energía suministrada a los dispositivos de transmisión (108) puede ser controlada de forma individual basándose en la temperatura medida por el sensor de temperatura asociado (146).

Otra disposición bipolar a modo de ejemplo, que es mostrada en las figuras 16a y 16b, es substancialmente similar a la disposición mostrada en las figuras 7a y 7b, y números de referencia similares son utilizados para representar elementos similares. En este caso, sin embargo, el conjunto de transmisión de energía (102') incluye una serie de dispositivos de transmisión de energía espaciados (108), cada uno de los cuales tiene un sensor de temperatura (146) asociado con el mismo, y el conjunto de transmisión de energía (104') incluye un único dispositivo de transmisión de energía (108) y una serie de sensores de temperatura (146). Los sensores de temperatura (146) están posicionados de forma preferente de modo que, durante su utilización, dichos sensores de temperatura en el conjunto de transmisión de energía (102') estarán alineados con los sensores de temperatura del conjunto de transmisión de energía (104'). Una disposición de este tipo permite que la potencia suministrada a los dispositivos de transmisión de energía (108) del conjunto (102') sea controlada de manera individual basándose en la mayor de dos temperaturas, es decir, la temperatura registrada por el sensor de temperatura (146) asociado con el dispositivo de transmisión de energía particular y la temperatura registrada por el sensor de temperatura posicionado directamente a través del dispositivo de transmisión de energía particular.

III. Aparato de refrigeración de tejidos

Los dispositivos de transmisión de energía de acuerdo con la presente invención pueden incluir además un aparato para la refrigeración de tejidos durante los procedimientos de coagulación de tejidos. Ejemplos de aparatos de refrigeración apropiados son mostrados en las figuras 13 a 15. Dichos aparatos de refrigeración de tejidos también pueden ser utilizados en conjunto con los dispositivos mostrados a modo de ejemplo en las figuras 4, 5, 7a-12, 16a y 16b. El aparato de refrigeración de tejidos dado a conocer en la presente invención utiliza un fluido conductor para refrigerar tejidos durante procedimientos de coagulación. De manera más específica, y como se describe más adelante en el presente documento y en la solicitud de patente U.S.A. Nº de serie 09/761.981, el calor del tejido que está siendo coagulado es transferido al fluido iónico para refrigerar dicho tejido mientras que la energía es transferida desde un electrodo u otro dispositivo de transmisión de energía a dicho tejido a través de dicho fluido mediante transporte iónico. El fluido conductor puede ser bombeado a través del aparato de refrigeración de tejido (figuras 13 y 14) o el aparato de refrigeración de tejido puede estar saturado con el fluido antes de su utilización (figura 15). En cualquier caso, la refrigeración de tejido durante un procedimiento de coagulación facilita la formación de lesiones que tienen una anchura y una profundidad mayores que aquellas que podrían ser realizadas con un dispositivo idéntico de otro modo pero que no tiene un aparato de refrigeración de tejido.

Haciendo referencia en primer lugar a las figuras 13 y 14, un aparato de refrigeración de tejido (154) a modo de ejemplo incluye una carcasa exterior nanoporosa (156) a través de la cual el fluido iónico (representado por las flechas (F)) es transferido. El fluido iónico fluye de forma preferente desde un extremo longitudinal del aparato de refrigeración de tejido (154) al otro. La carcasa exterior (156) está asegurada al elemento de base (134) sobre los dispositivos de transmisión de energía (108) de forma que definen entre ellos un espacio de transmisión de fluido (158). De forma más específica, los extremos distal y próximo de la carcasa exterior (156) están asegurados al elemento de base (134) con dispositivos de anclaje (no mostrados) tales como, por ejemplo, tramos de tubería con retracción térmica, tubería Nitinol u otros dispositivos mecánicos que forman un acoplamiento con interferencia entre la carcasa y el elemento de base. La unión con adhesivo es otro método para asegurar la carcasa exterior (156) al elemento de base (134). El espacio de transmisión de fluido será de forma típica de 0,5 mm a 2,0 mm de altura y ligeramente más ancho que el dispositivo o dispositivos de transmisión de energía asociados (108).

El fluido iónico es suministrado bajo presión desde una fuente de fluido (no mostrada) mediante una conducción de suministro (160) y es devuelto a la fuente mediante una conducción de retorno (162). La conducción de suministro (160) está conectada a un lúmen de fluido (164) que se extiende desde el extremo próximo del elemento de base (134) hasta la región distal de la carcasa exterior (156). El lúmen de fluido (164) está conectado a un espacio de transmisión de fluido (158) mediante una abertura (166).

El fluido iónico eléctricamente conductor posee, de forma preferente, baja resistividad para disminuir las pérdidas óhmicas, y por lo tanto los efectos de calentamiento óhmico, dentro de la carcasa exterior (156). La composición del fluido eléctricamente conductor puede variar. En la realización mostrada, el fluido es una solución salina hipertónica, que tiene una concentración de cloruro sódico cercana a la saturación o saturada, que es 5% a 25% peso/volumen. La solución salina hipertónica tiene una resistividad relativamente baja de sólo 5 Ohm\cdotcm aproximadamente, en comparación con la resistividad sanguínea de 150 Ohm\cdotcm y la resistividad del tejido del miocardio de 500 Ohm\cdotcm aproximadamente. De manera alternativa, el fluido iónico puede ser una solución de cloruro potásico hipertónica.

Con respecto a la temperatura y el caudal, una temperatura de admisión apropiada para aplicaciones epicardíacas (la temperatura, por supuesto, se elevará con la transferencia del calor al fluido) es de 0 a 25ºC aproximadamente con un caudal de 2 a 20 ml/min. El caudal requerido para aplicaciones endocardíacas en las que la sangre está presente sería de 3 veces más elevado (es decir, 6 a 60 ml/min). Si las aplicaciones lo requirieran, puede utilizarse un caudal de hasta 100 ml/min. En un sistema cerrado en el que el fluido es almacenado en una bolsa flexible, tal como la bolsa Viaflex® fabricada por Baxter Corporation, y el fluido en caliente es devuelto a la bolsa, ha sido encontrado que un volumen del fluido de 200 a 500 ml dentro de la bolsa permanecerá a temperatura ambiente (22ºC aproximadamente) cuando el caudal esté entre 2 ml/min y 20 ml/min. De manera alternativa, en un sistema abierto, la bolsa flexible debe incluir fluido suficiente para completar el procedimiento. Se requerirían, por ejemplo, 160 ml para un procedimiento de 20 minutos en el que el caudal fuera de 8 ml/min.

La presión de fluido dentro de la carcasa exterior (156) debe ser de 30 mmHg de forma aproximada a efectos de proporcionar una estructura que se conformará de forma elástica a la superficie del tejido en respuesta a una fuerza relativamente reducida normal al tejido. Las presiones por sobre 100 mmHg aproximadamente provocarán que la carcasa exterior (156) se vuelva demasiado rígida como para adecuarse de manera apropiada a la superficie del tejido. Por esta razón, la resistencia del fluido hacia la carcasa exterior (156) y desde la misma debe ser relativamente baja.

Los poros en la carcasa exterior nanoporosa (156) permiten el transporte de iones contenidos en el fluido a través de dicha carcasa y hacia el contacto con el tejido. De este modo, cuando un dispositivo de transmisión de energía (108) transmite energía RF hacia el interior del fluido iónico, dicho fluido iónico establece una trayectoria eléctricamente conductora a través de la carcasa exterior (156) hacia el tejido que está siendo coagulado. Los materiales de membrana de celulosa regenerada, utilizados de forma típica para la oxigenación de la sangre, diálisis o ultrafiltración, son materiales nanoporosos apropiados para la carcasa exterior (156). El espesor del material debe ser de 0,05 mm a 0,13 mm. A pesar de que la celulosa regenerada no es eléctricamente conductora, los poros relativamente pequeños de dicho material permiten un transporte iónico efectivo en respuesta al campo RF aplicado. Al mismo tiempo, los poros relativamente pequeños impiden la transferencia de macromoléculas a través del material, de modo que la perfusión de líquido accionado a presión es menos probable que acompañe el transporte iónico, a menos que se desarrollen condiciones de presión relativamente elevadas dentro de la carcasa exterior (156).

El material Hydro-Fluoro^{TM}, que es dado a conocer en la patente U.S.A. 6.395.325, es otro material que puede ser utilizado. Los materiales como el nylon (con una temperatura de reblandecimiento superior a los 100ºC), PTFE, PEI y PEEK que tienen nanoporos creados mediante la utilización de láser, descarga electrostática, bombardeo con haz de electrones o cualquier otro proceso también pueden ser utilizados. Dichos materiales incluirían de forma preferente un recubrimiento hidrófilo. Los materiales nanoporosos también pueden ser fabricados por tejido de dicho material (tal como, por ejemplo, nylon, poliéster, polietileno, polipropileno, fluorocarbono, acero inoxidable de diámetro fino, u otras fibras) para formar una malla que tenga las dimensiones de poro y la porosidad deseadas. Dichos materiales permiten el paso efectivo de iones como respuesta al campo RF aplicado. Sin embargo, dado que cualquiera de estos materiales tiene diámetros de poro de mayores dimensiones, es más probable que se produzca la perfusión de líquido accionado a presión, y el consecuente transporte de macromoléculas a través de dichos poros.

La resistividad eléctrica de la carcasa exterior (156) tendrá una influencia significativa en la geometría y capacidad de control de las lesiones. La baja resistividad (por debajo de los 500 Ohm\cdotcm aproximadamente) requiere más energía RF y resulta en lesiones más profundas, mientras que la alta resistividad (más de 500 Ohm\cdotcm aproximadamente) genera un calentamiento más uniforme y mejora la capacidad de control. Debido al calor adicional generado por la resistividad corporal elevada, se requiere menos energía RF para alcanzar temperaturas de tejidos similares después del mismo intervalo de tiempo. En consecuencia, las lesiones generadas con estructuras con alta resistividad tienen habitualmente menor profundidad. La resistividad eléctrica de la carcasa exterior puede ser controlada especificando las dimensiones de los poros del material, la porosidad del material, y las características de adsorción de agua (hidrófilo o hidrófobo) del material. Una descripción detallada de dichas características puede ser encontrada en la patente U.S.A. Nº 5.961.513. Una resistividad eléctrica apropiada para la formación de lesiones endocardíacas y epicardíacas es de 1 a 3000 Ohm\cdotcm, medidos en húmedo.

Hablando de forma general, se prefiere la ausencia o perfusión reducida de líquido a través de la carcasa exterior nanoporosa (156). Cuando no es perturbado por perfusión de líquido, el transporte iónico crea un electrodo virtual continuo en la interfaz del tejido. Dicho electrodo virtual transfiere de forma efectiva la energía RF sin la necesidad de una superficie metálica eléctricamente conductora.

Diámetros de poro menores a 0,1 \mum retienen las nanomoléculas, pero permiten la transferencia iónica a través de los poros como respuesta al campo RF aplicado. Con diámetros de poro más pequeños, la perfusión de líquido accionado a presión a través de los poros es menos probable que acompañe al transporte iónico, a menos que se desarrollen condiciones de presión relativamente elevadas dentro de la carcasa exterior (156). Poros con diámetros mayores (hasta 8 \mum) pueden ser también utilizados para permitir el flujo de corriente iónica a través de la membrana como respuesta al campo RF aplicado. Con diámetros de poro de mayores dimensiones, el transporte de fluido accionado a presión a través de la membrana es mucho mayor y las macromoléculas (como las proteínas) y aún pequeños componentes sanguíneos (como las plaquetas) podrían atravesar la membrana y contaminar el interior de la sonda. Los glóbulos rojos normalmente no atravesarían la barrera de membrana, aún si se detiene la perfusión de fluido a través de dicha membrana. Haciendo un balance, un diámetro de poro de 1 a 5 \mum resulta adecuado para la formación de lesiones epicardíacas y endocardíacas. Cuando se utilizan dimensiones mayores de poro, resultando por lo tanto en una transferencia de fluido significativa a través de la zona porosa, se preferirá una solución salina de cloruro sódico con una concentración aproximada del 0,9% peso/volumen.

Con respecto a la porosidad, que representa el porcentaje volumétrico de la carcasa exterior (156) que está compuesta de poros y no está ocupado por el material que conforma dicha carcasa, la magnitud de la porosidad afecta la resistencia eléctrica. Materiales con baja porosidad tienen una alta resistividad eléctrica, mientras que materiales con porosidad elevada presentan una resistividad eléctrica baja. La porosidad de la carcasa exterior (156) debe ser como mínimo del 1% para aplicaciones endocardíacas y epicardíacas que utilizan un diámetro de poro de 1 a 5 \mum.

Haciendo referencia nuevamente a las características de absorción del agua, los materiales hidrófilos resultan preferentes de forma general dado que poseen una mayor capacidad para proporcionar la transferencia iónica de la energía RF sin un flujo de líquido significativo a través del material.

El aparato de refrigeración de tejido (168) mostrado a modo de ejemplo en la figura 15 consiste en un elemento de retención de fluido humectable (170) que es saturado de forma simple con fluido iónico (tal como una solución salina) antes de la utilización, en contraposición al fluido bombeado a través del aparato del modo descrito anteriormente, haciendo referencia a las figuras 13 y 14. El dispositivo o dispositivos de transmisión de energía (108) son soportados dentro del elemento de retención de líquido (170). Los materiales apropiados para el elemento de retención de fluido (170) incluyen telas biocompatibles utilizadas de forma habitual para parches vasculares (como Dacron® tejido), materiales de espuma de celda abierta, hidrogeles, materiales de globo nanoporoso (con una entrega de fluido a la superficie muy lenta), y materiales nanoporosos hidrófilos. La resistividad eléctrica efectiva del elemento de retención de fluido (170) cuando es humectado con solución salina al 0,9% (solución salina normal) debe variar dentro del rango entre 1 Ohm\cdotcm a 2000 Ohm\cdotcm. Una resistividad preferente para procedimientos epicardíacos y endocardíacos es de 1000 Ohm\cdotcm aproximadamente.

IV. Dispositivos de soporte de sonda

Los dispositivos de soporte de sonda de acuerdo con la presente invención pueden ser utilizados para convertir una pinza convencional, o una pinza de acuerdo con la sección V a continuación, en un dispositivo para coagulación de tejido, asegurando uno o más catéteres convencionales, sondas quirúrgicas, u otros aparatos que soporten dispositivos de transmisión de energía, a la pinza. A pesar de que la configuración de los dispositivos de soporte de sonda puede variar de acuerdo con la aplicación para adecuarse a situaciones particulares, los dispositivos de soporte de sonda a modo de ejemplo están configurados como las piezas postizas (28) y (30) (figuras 1-3) cuando la pinza asociada está en la orientación cerrada. Una disposición de este tipo permitirá que los dispositivos de transmisión de energía estén uno frente a otro en las sondas de un modo similar al descrito en la Sección I anterior.

Tal como se muestra, por ejemplo, en las figuras 17 y 18, un dispositivo de soporte de sonda (172) de acuerdo con una realización de la presente invención incluye un elemento de base (174), una ranura (176) configurada para recibir un dispositivo de soporte de electrodos tal como un catéter o una sonda quirúrgica, y una serie de estructuras de acoplamiento coincidente (178) que se acoplan de forma mecánica con el elemento de pinza. El elemento de base a modo de ejemplo (174) está formado, de manera preferente, por un material blando y elástico, de un durómetro bajo que es aislante eléctricamente. Entre los materiales apropiados se incluyen poliuretano, silicona y mezclas de poliuretano/silicona con tienen una dureza entre 20 Shore D y 72 Shore D de forma aproximada.

Las dimensiones y la forma de la ranura (176) dependerán, desde luego, de las dimensiones y la forma de la sonda que deberá sujetar. Numerosas sondas son generalmente cilíndricas y, de forma acorde, la ranura (176) a modo de ejemplo tiene una sección transversal correspondiente con forma de arco. De forma preferente, dicho arco tiene más de 180 grados de modo que el elemento de base (174) se curvará cuando una sonda sea insertada dentro de la ranura (176) y luego recuperará rápidamente su forma original para sujetar la sonda en la posición apropiada.

Las estructuras de acoplamiento coincidente (178) a modo de ejemplo, que son preferentemente integrales con el elemento de base (174) y están formadas a partir del mismo material elástico, incluyen una parte relativamente estrecha (180) y una parte relativamente ancha (182). Las partes relativamente estrechas (180) tienen de forma aproximada las mismas dimensiones que las aberturas del elemento de pinza (36) (figura 3) y las partes relativamente anchas (182) son ligeramente más grandes que las aberturas del elemento de pinza. Una conexión desmontable es lograda forzando las estructuras de acoplamiento coincidente (178) en el interior de una de dichas aberturas (36), deformando por lo tanto las partes relativamente anchas (182), y luego forzando los elementos de base (174) contra el elemento de pinza hasta que las partes relativamente anchas salen por el otro extremo de las aberturas y recuperan su forma original.

Haciendo referencia nuevamente a las figuras 19 y 20, un par de dispositivos de soporte de sonda (172) puede ser utilizado en conjunto con un par de sondas (184) para convertir la pinza (10) (de la cual han sido eliminadas las piezas postizas (28) y (30)) en un dispositivo bipolar de coagulación de tejidos. A pesar de que la presente invención no está limitada a la utilización con un tipo particular de sonda, cada sonda (184) en la implementación a modo de ejemplo incluye un eje (186), una serie de electrodos espaciados (188), y una serie de sensores de temperatura (no mostrados) asociados de forma respectiva con dichos electrodos. Una vez que los dispositivos de soporte de sonda (172) han sido asegurados a los elementos de pinza (22) y (24), dichas sondas (184) pueden ser acopladas con una unión rápida dentro de las ranuras (176) desplazando las sondas desde las posiciones con líneas de trazos mostradas en la figura 19 hasta las posiciones con línea continua. Una de las sondas (184) puede estar conectada al conector de salida de una ESU, mientras que la otra sonda puede estar conectada al conector de retorno para completar la disposición bipolar.

Otro dispositivo de soporte de sonda (190) es mostrado a modo de ejemplo en las figuras 21 y 22. El dispositivo de soporte de sonda (190) es similar al dispositivo de soporte de sonda (172) mostrado en las figuras 17 y 18 y los elementos estructurales similares son representados por números de referencia similares. El dispositivo de soporte de sonda (190) a modo de ejemplo también puede ser utilizado del modo descrito anteriormente, haciendo referencia a las figuras 19 y 20. En este caso, sin embargo, las estructuras de acoplamiento coincidente (178) han sido eliminadas y el elemento de base (174) está dotado de una abertura extendiéndose longitudinalmente (192) dentro de la cual uno de los elementos de pinza (22) y (24) puede ser insertado.

La abertura (192) debe tener unas dimensiones y una forma de modo que el elemento de base (174') será forzada a estirarse cuando uno de los elementos de pinza (22) y (24) son insertados. Si, por ejemplo, las aberturas (192) tienen una sección transversal con la misma forma que los elementos de pinza (22) y (24) (por ejemplo, elíptica), entonces las aberturas deben tener una sección transversal ligeramente más pequeña que la de los elementos de pinza correspondientes. El estiramiento del elemento de base (174') crea un acoplamiento ajustado entre el elemento de base y el elemento de pinza. De forma adicional, a pesar de que la abertura (192) tiene una sección transversal semicircular en la realización dada a modo de ejemplo, las aberturas puede tener una sección transversal con forma circular, rectangular, cuadrada o elíptica, o definir secciones transversales con otras formas, dependiendo de la aplicación particular.

De manera alternativa, y como se muestra por ejemplo en la figura 23, en los casos en los que los elementos de pinza incluyen ranuras extendiéndose de forma longitudinal en lugar de aberturas (como las ranuras (38) descritas anteriormente, haciendo referencia a la figura 12), el dispositivo de soporte de sonda (172) puede estar dotado de una estructura de acoplamiento coincidentes extendiéndose de forma longitudinal (194) que se extiende hacia afuera desde el elemento de base (174). Dicha estructura de acoplamiento coincidente extendiéndose longitudinalmente (194), que preferentemente es integral con el elemento de base (174) y está formada con el mismo material elástico, tiene unas dimensiones apropiadas para crear un acoplamiento ajustado con una ranura. Aún otra alternativa es dotar a los elementos de pinza de una o más estructuras de acoplamiento coincidente pequeñas que son alojadas dentro de aberturas o ranuras formadas en el elemento de base (174).

Un dispositivo de soporte de sonda a modo de ejemplo (196) que puede ser utilizado en conjunto con una sonda (184) para convertir la pinza (10) (de la cual han sido eliminadas las piezas postizas (28) y (30)) en un dispositivo unipolar para coagulación de tejidos es mostrado en las figuras 24 y 25. A pesar de que la configuración del dispositivo de soporte de sonda (196) puede variar de una aplicación a otra para adecuarse a situaciones particulares, el dispositivo de soporte de sonda de la realización dada a modo de ejemplo está configurado de modo que hará tope con cada uno de los elementos de pinza (22) y (24) cuando la pinza está en la orientación cerrada mostrada en la figura 25.

El dispositivo de soporte a título de ejemplo (196) incluye un elemento de base (198), una ranura (200) configurada para recibir la sonda (184) u otro dispositivo de soporte de un electrodo, y una serie de estructuras acoplables (178) que establecen contacto mecánicamente con los elementos de pinza (22) y (24) de la manera que se ha descrito anteriormente. El elemento de base (198), a título de ejemplo, está formado preferentemente a partir de un material blando, elástico, con baja lectura de durómetro, que es eléctricamente aislante. Se incluyen entre los materiales adecuados poliuretano, siliconas y mezclas de poliuretano/siliconas que tienen una dureza comprendida entre aproximadamente 20 Shore D y 72 Shore D. Las dimensiones y forma de la ranura (200) dependerán de las dimensiones y forma de la sonda que debe soportar. La sonda a título de ejemplo (184) tiene una forma general cilíndrica y, de acuerdo con ello, la ranura a título de ejemplo (200) tiene una forma correspondiente arqueada en sección transversal. El arco es preferentemente superior a 180º de manera que el elemento de base (198) se flexionará cuando la sonda (184) es insertada en la ranura (200) y entonces se recupera para mantener la sonda en su lugar.

Otro dispositivo de soporte de una sonda a título de ejemplo, que puede ser utilizado en relación con la sonda (184) para convertir la pinza (10) en un dispositivo unipolar de coagulación de tejidos, es el representado de manera general por el numeral (202) de la figura 26. El dispositivo de soporte (202) de la sonda comprende un elemento de base (204), una ranura (206) configurada para recibir una sonda (184) u otro dispositivo de soporte de un electrodo, y una abertura que se extiende longitudinalmente (208) dentro de la que se pueden insertar ambos elementos de pinza (22) y (24). El elemento de base (204), a título de ejemplo, está constituido preferentemente a partir de un material blando, elástico, con baja lectura de durómetro, que es eléctricamente aislante. Se incluyen entre los materiales adecuados poliuretano, siliconas y mezclas de poliuretano/siliconas que tienen una dureza comprendida aproximadamente entre 20 Shore D y 72 Shore D. Las dimensiones y forma de la ranura (206) dependerán de las dimensiones y forma de la sonda que tiene que sujetar, tal como se ha descrito anteriormente con respecto a la ranura (200). La abertura (208) debe estar dimensionada y conformada de manera tal que el elemento de base (204) será forzado a estirarse cuando los elementos de pinzado (22) y (24) son insertados con la pinza (10) en una orientación cerrada. El estirado crea una interferencia por acoplamiento íntimo entre el elemento de base (204) y los elementos de pinzados (22) y (24). Además, si bien la abertura (208) tiene una sección transversal elíptica en la realización a título de ejemplo, la abertura puede ser redonda, rectangular, cuadrada o semicircular en su sección transversal, o puede definir cualquier otra forma en sección transversal, dependiendo de la aplicación específica.

La longitud de los elementos de la base en los dispositivos de soporte de la sonda a título de ejemplo variará de acuerdo con la aplicación deseada. En el campo de tratamientos cardiovasculares, se prevé que las dimensiones adecuadas estarán comprendidas, sin que ello sirva de limitación, entre unos 3 cm y unos 10 cm.

V. Pinza con elementos de pinzado maleables

Esta parte de la descripción se refiere a estructuras rígidas y maleables. Una estructura rígida es una estructura que no puede ser curvada fácilmente por el médico. Una estructura maleable puede ser curvada fácilmente adoptando la forma deseada, sin recuperar su forma cuando se libera, de manera que permanecerá en la misma forma durante el proceso quirúrgico. Por esta razón, la rigidez de una estructura maleable debe ser suficientemente baja para permitir el curvado de la estructura, pero suficientemente elevado para resistir el curvado cuando las fuerzas asociadas con un proceso quirúrgico son aplicadas a la estructura. Las estructuras rígidas están formadas preferentemente a partir de acero inoxidable, mientras que las estructuras maleables están formadas preferentemente a partir de acero inoxidable recocido o titanio. Se pueden encontrar informaciones adicionales con respecto a las estructuras maleables en la patente U.S.A. Nº 6.142.994.

Tal como se ha mostrado para el ejemplo de la figura 27, una pinza (210), de acuerdo con una realización preferente de la presente invención, comprende un par de elementos de pinza maleables (212) y (214). Los elementos de pinza maleables (212) y (214) son soportados en los extremos distales de un par de brazos (216) y (218). Los brazos (216) y (218) están fijados de forma pivotante entre sí por un pasador (220) para permitir que los elementos de pinzado (212) y (214) sean desplazados entre sí entre una posición abierta y una posición cerrada. Los brazos (216) y (218) están formados preferentemente a partir de un material rígido, pero también podría ser maleable en caso deseado. En caso de que sea un material rígido, los brazos (216) y (218) pueden ser lineales o pueden tener una curvatura preformada.

Un par de asas (222) y (224) está montado en los extremos próximos de los brazos (216) y (218). Un dispositivo de bloqueo (226) bloquea la pinza (210) en la disposición cerrada mostrada en la figura 27. El dispositivo de bloqueo (226) impide también que los elementos de pinzado (212) y (214) se puedan acercar entre sí más que lo mostrado en la figura 27, definiendo por lo tanto una separación predeterminada entre los elementos de pinzado.

El carácter maleable de los elementos de pinzado (212) y (214) permite que éstos sean reconformados por el médico, según sea necesario, para los procesos y estructuras corporales específicas. De este modo, una pinza única (210) es capaz de desempeñar la función de una serie de pinzas convencionales con elementos de pinzado de tipo rígido. En algunas disposiciones, los elementos de pinzado (212) y (214) serán más maleables (es decir, más fáciles de curvar) en su extremo distal que en su extremo próximo. Esto se puede conseguir por disminución gradual del área en sección transversal de cada uno de los elementos de pinzado (212) y (214) desde el extremo próximo al extremo distal o alejado.

Los elementos de pinzado (212) y (214) pueden estar también dotados de orificios (228) (figura 31) que permiten el montaje de piezas postizas deformables blandas, tales como las piezas postizas convencionales (28) y (30) descritas anteriormente con referencia a las figuras 1-3. La pinza (210), a título de ejemplo, puede ser también utilizada conjuntamente con los elementos de transmisión de energía, dispositivos de soporte de sondas y sondas descritas en las anteriores secciones I-IV.

Se presentarán muchos casos en los que será importante mantener una separación predefinida entre los elementos maleables de pinzado (212) y (214) durante el proceso de curvado, a efectos de asegurar que subsiste la separación predefinida cuando se ha terminado el proceso de curvado. Para ello, la pinza (210), a título de ejemplo, está dotada de una pieza postiza maleable (230) dimensionada y conformada (rectangular en la realización a título de ejemplo) para su sujeción entre los elementos de pinzado maleables (212) y (214) cuando la pinza es cerrada y bloqueada. El rozamiento entre los elementos de pinzado (212) y (214) y la pieza postiza (230) mantendrá la pieza postiza en su lugar durante el curvado. No obstante, en caso deseado, la pieza postiza (230) puede ser dotada de pequeños salientes que se alojarán en los orificios (228). La pieza maleable postiza (230), que está formada preferentemente a partir de un mismo material que los elementos de pinzado maleables (212) y (214), se curvará con los elementos de pinzado durante el proceso de curvado, manteniendo por lo tanto la separación predeterminada. [Ver figura 32].

El mandrino (232), mostrado a título de ejemplo en las figuras 28 y 29, puede ser utilizado para curvar los elementos de pinzado maleables (212) y (214). El mandrino a título de ejemplo (232) comprende una base (234) y un par de salientes cilíndricos (236) y (238). Los salientes de otras formas, tales como elíptica, pueden ser también utilizados para conseguir determinadas curvaturas. El mandrino (232) puede quedar constituido a partir de un material más duro que los elementos de pinzado maleables (212) y (214), tal como acero inoxidable o titanio.

El mandrino (232), mostrado como ejemplo, puede ser utilizado para el curvado de los elementos de pinzado maleables (212) y (214) de la forma que se ha mostrado en las figuras 30 y 31. Haciendo referencia en primer lugar a la figura 30, una vez que los elementos de pinzado maleables (212) y (214) y la pieza postiza maleable (230) han sido colocados entre los salientes (236) y (238), la pinza (210) puede ser obligada a girar en la dirección de la flecha (o en dirección opuesta) hasta que los elementos de pinzado (212) y (214) se han curvado en la magnitud deseada. La pinza (210) puede ser desplazada entonces longitudinalmente y se puede repetir el proceso de curvado hasta conseguir el curvado deseado, tal como la curvatura mostrada a título de ejemplo en la figura 32. De forma alternativa o adicional, la pinza (210) puede ser obligada a girar alrededor de su eje longitudinal y puede ser curvada en otros planos, tal como se ha mostrado, por ejemplo, en las figuras 31 y 33. También se debe observar que, en caso deseado, los elementos de pinzado maleables (212) y (214) pueden ser curvados independientemente uno de otro y/o en diferentes formas. Preferentemente, el médico simplemente colocará el mandrino (232) sobre una superficie adecuada y presionará la base (234) durante el proceso de curvado. De manera alternativa, se pueden disponer elementos para fijar el mandrino (232) a dicha superficie.

Otro ejemplo de otra pinza de acuerdo con una realización preferente de la presente invención se ha representado, de manera general, por el numeral de referencia (240) en la figura 34. La pinza (240) similar a la pinza (210) y los elementos similares se han representado por numerales de referencia asimismo similares. La pinza (240), a título de ejemplo, comprende elementos de pinzado maleables (212) y (214), brazos pivotantes (216) y (218), asas (222) y (224) y un dispositivo de bloqueo (226). No obstante, en este caso, los brazos (216) y (218) están soportados con capacidad de pivotamiento por un extremo por un cuerpo alargado (242) y los elementos de pinzado maleables (212) y (214) están soportados por un par de soportes (244) y (246) que están soportados, a su vez, de manera pivotante en el otro extremo del cuerpo envolvente. Un enlace mecánico adecuado (no mostrado) situado dentro del cuerpo envolvente (242) provoca que los soportes (244) y (246) (y los elementos de pinzado (212) y (214)) se desplacen uno con respecto a otro como respuesta al movimiento de los brazos (216) y (218). El cuerpo envolvente (242) puede ser rígido o maleable.

Las pinzas de la presente invención con elementos de pinzado maleables (tales como, por ejemplo, los elementos de pinzado (210) y (240)), tienen una amplia variedad de aplicaciones. Un ejemplo es la formación de lesiones epicardiales transmurales para aislar las fuentes de fibrilación focal del atrio (o fibrilación ectópica) y, más específicamente, la creación de lesiones transmurales alrededor de las venas pulmonares. Se pueden fijar de manera permanente dispositivos de transmisión de energía a los elementos de pinzado maleables. También se pueden añadir dispositivos de transmisión de energía utilizando las estructuras descritas en las secciones anteriores I-IV y la pinza puede ser utilizada como pinza o como sonda quirúrgica, dependiendo de la estructura que se utiliza en combinación con la pinza. El acceso al corazón se puede conseguir mediante toracotomía, toracostomía o esternotomía media. También se pueden disponer aberturas para cámaras y otros instrumentos.

Se pueden crear lesiones alrededor de las venas pulmonares individualmente o bien, de forma alternativa, se pueden crear lesiones alrededor de pares de venas pulmonares. Por ejemplo, una primera lesión epicardial transmural puede ser creada alrededor del par de venas pulmonares de la derecha y una segunda lesión epicardial transmural puede ser creada alrededor del par de venas pulmonares de la izquierda. Posteriormente, en caso necesario, se puede crear una lesión epicardial transmural lineal entre los pares de venas pulmonares de la derecha y de la izquierda. También se puede formar una lesión transmural lineal que se extiende desde la lesión entre los pares de las venas pulmonares de la derecha y de la izquierda a la expansión del atrio izquierdo. De manera alternativa, se puede formar una lesión única alrededor de las cuatro venas pulmonares.

Si bien la presente invención ha sido descrita en términos de las anteriores realizaciones preferentes, numerosas modificaciones y/o adiciones a las realizaciones preferentes antes descritas quedarían evidentes a un técnico en la materia. Se pretende que el ámbito de la presente invención quede limitado solamente por las siguientes reivindicaciones.

Claims (21)

1. Aparato para su utilización con una pinza (10), que comprende un primer y segundo elementos de pinza (22, 24) y una sonda (184) que comprende un cuerpo de sonda y como mínimo un dispositivo de transmisión de energía soportado por el cuerpo de la sonda, cuyo aparato comprende:

un elemento de base (174, 174', 198, 204) configurado para su montaje desmontable como mínimo a uno de los primer y segundo elementos de pinzado; y

una ranura (176, 200, 206) definida por el elemento de base y configurada para acoplarse de manera desmontable con la sonda.

2. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de base comprende una abertura que se extiende longitudinalmente, configurada para recibir el primer elemento de pinzado.

3. Aparato, según la reivindicación 2, en el que el primer elemento de pinzado y la abertura que se extiende longitudinalmente están, respectivamente, dimensionados y conformados de manera tal que el elemento de base se estira cuando el primer elemento de pinzado es insertado dentro de la abertura longitudinal.

4. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de base comprende una abertura que se extiende longitudinalmente, configurada para recibir ambos elementos de pinzado primero y segundo.

5. Aparato, según la reivindicación 4, en el que el primer y segundo elementos de pinzado y la abertura que se extiende longitudinalmente están dimensionados y conformados, respectivamente, de manera tal que el elemento de base se estirará cuando el primer y segundo elementos de pinzado son insertados en el abertura que se extiende longitudinalmente.

6. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de la base comprende una estructura que se acopla con el elemento de la base configurada para adaptarse con el primer elemento de pinzado.

7. Aparato, según la reivindicación 6, en el que la estructura de acoplamiento con el elemento de base comprende una parte relativamente estrecha y una parte relativamente ancha.

8. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de la base comprende estructuras que se acoplan con el primer y segundo elementos de la base, respectivamente, configuradas para adaptarse con el primer y segundo elementos de pinzado.

9. Aparato, según la reivindicación 8, en el que la primera y segunda estructuras de acoplamiento con el elemento de la base comprenden, cada una de ellas, una parte relativamente estrecha y una parte relativamente ancha.

10. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de la base comprende un elemento de base sustancialmente aislante eléctricamente.

11. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de base comprende un elemento de base elástico.

12. Aparato, según la reivindicación 1, en el que la ranura define un círculo parcial.

13. Aparato, según la reivindicación 1, en el que la sonda define un perímetro de la sonda y la ranura define un arco menor que el perímetro de la sonda.

14. Aparato, según la reivindicación 13, en el que el arco es superior a la mitad del perímetro de la sonda.

15. Aparato, según la reivindicación 1, en el que el elemento de la base define un primer elemento de base configurado para su fijación desmontable al primer elemento de pinzado y la ranura define una primera ranura, comprendiendo además el aparato:

un segundo elemento de base configurado para su fijación desmontable al segundo elemento de pinzado; y

una segunda ranura definida por el segundo elemento de base y configurada para acoplarse de manera desmontable en una segunda sonda.

16. Aparato, según la reivindicación 1, que comprende además

medios de soporte para la fijación desmontable del elemento de la base como mínimo a uno de dichos primer y segundo elementos de pinzado.

17. Aparato, según la reivindicación 16, en el que el elemento de la base comprende un elemento de la base sustancialmente aislante eléctricamente.

18. Aparato, según la reivindicación 16, en el que el elemento de la base comprende un elemento de base elástico.

19. Aparato, según la reivindicación 16, en el que la ranura define un círculo parcial.

20. Aparato, según la reivindicación 16, en el que la sonda define un perímetro de la sonda y la ranura define un arco que es menor que el perímetro de la sonda.

21. Aparato, según la reivindicación 20, en el que el arco es superior a la mitad del perímetro de la sonda.