ES2249780T3 - Sistemas y metodos para la ablacion de tejidos corporales utilizando la tempreatura maxima prevista para el tejido. - Google Patents

Sistemas y metodos para la ablacion de tejidos corporales utilizando la tempreatura maxima prevista para el tejido.

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ES2249780T3
ES2249780T3 ES96915395T ES96915395T ES2249780T3 ES 2249780 T3 ES2249780 T3 ES 2249780T3 ES 96915395 T ES96915395 T ES 96915395T ES 96915395 T ES96915395 T ES 96915395T ES 2249780 T3 ES2249780 T3 ES 2249780T3
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cooling
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Dorin Panescu
Sidney D. Fleischman
David K. Swanson
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Boston Scientific Ltd Barbados
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Abstract

LA INVENCION CONSISTE EN UNOS SISTEMAS Y METODOS PARA CORTAR TEJIDO CORPORAL USANDO UN ELECTRODO (16) PARA HACER CONTACTO CON EL TEJIDO EN UNA SUPERFICIE DE CONTACTO TEJIDO-ELECTRODO Y TRANSMITIR LA ENERGIA DE CORTE A UN NIVEL DE POTENCIA DETERMINABLE. LOS SISTEMAS Y METODOS INCLUYEN UN ELEMENTO (50) PARA RETIRAR EL CALOR DEL ELECTRODO (16) A UNA VELOCIDAD DETERMINADA. LOS SISTEMAS Y METODOS EMPLEAN UN ELEMENTO DE PROCESO (98) PARA INFERIR UNA CONDICION DE PREDICCION DE LA TEMPERATURA MAXIMA DEL TEJIDO QUE OCURRE POR DEBAJO DE LA SUPERFICIE DE CONTACTO TEJIDO-ELECTRODO. EL ELEMENTO DE PROCESO (98) CONTROLA EL NIVEL DE POTENCIA DE LA ENERGIA DE CORTE TRANSMITIDA POR EL ELECTRODO (16) O LA VELOCIDAD A LA QUE SE REFRIGERA EL ELECTRODO (16), O AMBOS, EN BASE AL MENOS EN PARTE EN LA PREDICCION DE LA TEMPERATURA.

Description

Sistemas y métodos para la ablación de tejidos corporales utilizando la temperatura máxima prevista para el tejido.
Sector de la invención
La presente invención está dirigida, de modo general, a sistemas destinados a crear lesiones en regiones internas del cuerpo humano. En un sentido más específico, la invención está dirigida a sistemas para la ablación de tejido del corazón para tratar afecciones cardíacas.
Antecedentes de la invención
En la actualidad, los médicos utilizan frecuentemente catéteres en los procedimientos médicos para conseguir acceso a regiones interiores del cuerpo. En algunos procesos, el catéter lleva un elemento transmisor de energía en su punta distal destinado a la ablación de tejidos corporales.
En estos procedimientos, el médico debe establecer un contacto uniforme y estable entre el elemento de transmisión de energía y los tejidos cuya ablación se desea. Al establecer contacto, el médico debe aplicar entonces de manera cuidadosa la energía de ablación al elemento para su transmisión a los tejidos.
La necesidad de un control preciso sobre la emisión de energía de ablación es especialmente crítica durante procedimientos basados en un catéter para la ablación de tejidos del corazón. Estos procedimientos, llamados terapia electrofisiológica, se han ido extendiendo progresivamente para el tratamiento de las alteraciones del ritmo cardíaco llamadas arritmias. Los procesos de ablación cardíaca utilizan típicamente energía de radiofrecuencia (RF) para formar una lesión en los tejidos del corazón.
El objetivo principal de la invención consiste en dar a conocer sistemas para la supervisión y el control fiable de la aplicación de energía para la ablación de los tejidos corporales, proporcionando de esta manera resultados terapéuticos de manera continuada y predictible.
La presente invención se define en la reivindicación 1. Cualquier realización contradictoria con la materia de la reivindicación 1 no forma parte de la invención.
Breve descripción de los dibujos
La figura 1A muestra un sistema para la ablación de tejidos que utiliza un electrodo de ablación refrigerado de manera activa y un sistema de suministro del medio de refrigeración asociado que incorpora las características de la presente invención;
la figura 1B es una vista esquemática de un perfil de lesión, sin electrodo de ablación refrigerado de forma activa;
la figura 1C es una vista esquemática de un perfil de lesión con un electrodo de ablación refrigerado de forma activa;
la figura 1D es un gráfico que muestra el incremento en el volumen de la lesión como función de la temperatura de refrigeración del electrodo de ablación;
la figura 2A es una sección lateral de un electrodo refrigerado de forma activa de la variedad de sistema abierto, que puede ser utilizado en el sistema utilizado en la figura 1A;
la figura 2B es una vista en sección del extremo del electrodo refrigerado de forma activa, que se ha mostrado en la figura 2A;
la figura 3A es una vista en sección lateral de otro electrodo refrigerado de forma activa de la variedad de sistema abierto, que puede ser utilizado en el sistema mostrado en la figura 1A;
la figura 3B es una vista en sección del extremo del electrodo refrigerado de forma activa que se ha mostrado en la figura 3A, realizada de forma general a lo largo de línea (3B-3B) de la figura 3A;
la figura 4 es una vista esquemática de un electrodo refrigerado de forma activa, tal como se ha mostrado en la figura 3A, en contacto con tejidos y con diferentes tipos de medio que es transportado hacia afuera de las cámaras de refrigeración;
la figura 5 es una vista en sección lateral de otro electrodo refrigerado de forma activa del sistema abierto, que puede ser utilizado en el sistema mostrado en la figura 1A;
la figura 6 muestra una sección lateral de un electrodo refrigerado de forma activa del sistema cerrado que puede ser utilizado en el sistema mostrado en la figura 1A;
la figura 7 es una sección lateral de un electrodo refrigerado de forma activa utilizando un diodo Peltier que puede ser utilizado en el sistema mostrado en la figura 1A;
la figura 8 es una vista esquemática de un sistema destinado a establecer una limitación de temperatura deseada en-
tre un electrodo de ablación y tejidos del endocardio por refrigeración activa del electrodo en condiciones controladas;
la figura 9A es una vista esquemática de un sistema que ajusta el nivel de potencia RF suministrada a un electrodo refrigerado basándose en la temperatura detectada del electrodo y de la proporción o tasa en la que se facilita potencia de ablación a los tejidos a través del electrodo refrigerado;
la figura 9B es una vista esquemática de una red neural que se puede utilizar en asociación con el sistema utilizado mostrado en la figura 9A;
la figura 10 es una vista en sección lateral de un electrodo transmisor de energía refrigerado de forma activa que puede ser asociado con el sistema mostrado en la figura 1A, mostrando una proyección hacia el exterior, elemento de detección de temperatura del extremo dentro de una caperuza conductora de calor por el electrodo para detectar temperatura de tejidos por debajo de la superficie de los mismos;
la figura 11 es una vista lateral, con las piezas desmontadas, del elemento detector de temperatura mostrado en la figura 10;
la figura 12 es una vista en sección lateral de un electrodo de transmisión de energía refrigerado de forma activa que se puede asociar con el sistema mostrado en la figura 1A, mostrando una proyección hacia el exterior, elemento apuntado detector de temperatura, soportado dentro de una caperuza conductora de calor por el electrodo para detectar temperatura de los tejidos por debajo de la superficie de los mismos;
la figura 13 es una vista en sección lateral de un electrodo de transmisión de energía refrigerado de forma activa que se puede asociar con el sistema mostrado en la figura 1A, mostrando un elemento de detección de temperatura de tipo móvil soportado dentro de una caperuza conductora de calor por el electrodo, mostrándose el elemento detector en su posición retraída dentro del electrodo;
la figura 14 es una vista en sección lateral del electrodo de transmisión de energía mostrado en la figura 13, mostrando el elemento detector de temperatura de tipo móvil en su posición extendida que se extiende hacia el interior de los tejidos;
la figura 15A es una vista en sección del estilete giratorio manualmente, utilizado para ajustar la posición del elemento móvil detector de temperatura mostrado en las figuras 13 y 14;
la figura 15B es una vista a mayor escala de un electrodo refrigerado activamente con un elemento sensor de temperatura de tipo móvil, roscado exteriormente;
la figura 15C es una vista a mayor escala de un electrodo refrigerado de forma activa con un portador de tipo sacacorchos para el elemento sensor de temperatura;
la figura 16 es una vista en sección de una realización manual alternativa de un estilete de tipo de tracción-empuje ("push-pull") para ajustar la posición del elemento detector de temperatura de tipo móvil;
la figura 17A es una vista a mayor escala, de un extremo, de un electrodo de transmisión de energía refrigerada de forma activa que lleva un elemento sensor de temperatura que sobresale hacia afuera, dotado de múltiples sensores de temperatura para detectar múltiples temperaturas por debajo de la superficie de los tejidos;
la figura 17B es una vista de un extremo, a mayor escala, de un electrodo refrigerado de forma activa, que soporta un elemento detector de temperatura que sobresale hacia adentro de los tejidos disponiendo múltiples detectores de temperatura asociados con zonas espaciadas o separadas de material térmicamente conductor, sustancialmente aislados de contacto conductor térmico entre sí;
la figura 18 es una vista de un extremo, a mayor escala, de un electrodo transmisor de energía enfriado de forma activa, que soporta múltiples elementos sensores de temperatura, sobresaliendo cada elemento sensor hacia adentro de los tejidos para detectar temperatura de los tejidos por debajo de la superficie de los mismos;
la figura 19 es una vista esquemática de un sistema que ajusta el nivel de potencia RF suministrada a un electrodo refrigerado que se basa en parte en las temperaturas de tejidos por debajo de las superficies de los mismos con valores máximos reales, detectadas por un elemento detector de temperatura que penetra por debajo de la superficie de los tejidos;
la figura 20 es una vista en sección de un estilete accionado a motor utilizado para ajustar la posición del elemento detector de temperatura de tipo móvil, mostrado en las figuras 13 y 14, con un controlador asociado de realimentación que busca la zona de mayor temperatura de tejidos por debajo de las superficies de los mismos;
la figura 21 es una vista esquemática de un aparato destinado a captar datos experimentales para crear una función que correlaciona una relación entre la profundidad límite de la lesión, nivel de potencia de ablación, tiempo de ablación, temperatura máxima de los tejidos y temperatura del electrodo, que puede ser utilizada por un elemento de proceso para controlar un proceso de ablación para adaptarse a las características de la lesión; y
la figura 22 es un diagrama de flujo esquemático que muestra un proceso en el que el controlador de realimentación para el estilete motorizado mostrado en la figura 20 puede utilizar para posicionar el sensor de temperatura en la zona de mayor temperatura de los mismos por debajo de su superficie.
La invención puede ser realizada en diferentes formas sin salir del espíritu o características esenciales de la misma. El alcance de la invención se define en las reivindicaciones adjuntas, con preferencia a la descripción específica que las precede. Todas las realizaciones que quedan comprendidas dentro del significado y alcance de la equivalencia de las reivindicaciones están destinadas por lo tanto a ser comprendidas dentro de las reivindicaciones.
Descripción de las realizaciones preferentes
La figura 1A muestra un sistema (10) para la ablación de tejidos humanos que incorpora las características de la invención.
En la realización preferente que se ha mostrado, el sistema (10) comprende un generador (12) que suministra energía de radiofrecuencia para la ablación de tejidos. Desde luego, otros tipos de energía pueden ser generados con el objetivo de ablación de tejidos.
El sistema (10) incluye también un catéter direccionable (14) que lleva un electrodo (16) de ablación con transmisión por radio frecuencia. En la realización mostrada, el electrodo de ablación (16) está realizado a base de platino/iridio. El electrodo de ablación (16) puede ser realizado a partir de otros materiales de transmisión de energía tales como, por ejemplo, acero inoxidable, oro o plata.
En la realización mostrada, el sistema (10) funciona de forma unipolar. En esta disposición, el sistema (10) comprende un electrodo de tipo parche como electrodo indiferente (18). En su utilización, este electrodo indiferente (18) se fija a la espalda del paciente o a otra zona de la piel exterior del mismo.
De manera alternativa, el sistema (10) puede funcionar de forma bipolar. En esta modalidad, el catéter (14) lleva ambos electrodos.
El sistema (10) puede ser utilizado en muchos entornos distintos. En esta descripción, se describe el sistema (10) utilizado para proporcionar terapia de ablación cardíaca.
Cuando se utiliza para esta finalidad, el médico dirige el catéter (14) por una vena o arteria principal (de manera típica, la vena o la arteria femoral) hacia adentro de la zona interior del corazón que debe ser objeto de tratamiento. El médico manipula adicionalmente el catéter (14) para colocar el electrodo (16) en contacto con los tejidos dentro del corazón, que están destinados a la ablación. El usuario dirige energía de radiofrecuencia del generador (12) al electrodo (16) para la ablación y formar una lesión en el tejido con el que se establece contacto.
I. Catéter de ablación
En la realización mostrada en la figura 1A, el catéter (14) comprende un asa o mango de manipulación (20), un cuerpo flexible de catéter (22) y una sección distal de catéter (24), que lleva el electrodo (16).
El mango (20) encierra un mecanismo de dirección (26) para la punta (24) del catéter. Un cable (28) que se prolonga desde la parte posterior del mango (20) tiene empalmes (30). Algunos de los empalmes (30) están acoplados a un cable de señales (32) (figura 2A) que se extiende desde el electrodo de ablación (16) por el cuerpo (22) del catéter. Las conexiones se conectan al generador (12) para transportar energía de radiofrecuencia al electrodo de ablación (16) por el cable (32).
Cables de dirección a la izquierda y a la derecha (34) (ver también figura 2A) se prolongan por el cuerpo (22) del catéter para interconectar el mecanismo de dirección (26) en el mango (20) al lado izquierdo y al lado derecho de un elemento de resorte deflector (36). Por rotación de la palanca de dirección (38) situada en el mango hacia la izquierda, se provoca que el mecanismo de dirección (26) ejerza tracción sobre el cable de dirección de la izquierda, provocando que el elemento de resorte (36) se doble hacia la izquierda (tal como se ha mostrado en líneas de trazos en la figura 1A). De manera similar, la rotación de la palanca de dirección (38) hacia la derecha provoca que el mecanismo de dirección (26) efectúe tracción en el cable de dirección de la derecha (34), provocando que el elemento de resorte (36) se doble hacia la derecha (tal como se ha mostrado asimismo en líneas de trazos en la figura 1A). De esta manera, el médico dirige el electrodo de ablación (16) hasta establecer contacto con los tejidos objeto de la ablación.
Otros detalles de este y otros tipos de mecanismo de dirección para el elemento de ablación (10) se muestran en la patente U.S.A. Nº 5.254.088, de Lunquist y Thompson, que se incorpora a la descripción actual como referencia.
A. Electrodos refrigerados de forma activa
En la realización preferente que se ha mostrado, el sistema (10) comprende un conjunto (40) para refrigerar el electrodo (16) de forma activa. La refrigeración obliga al interfaz electrodo-tejidos a reducir los valores de la temperatura. Como resultado de ello (tal como se muestra en las figuras 1B y 1C), la zona isotérmica más caliente T_{MAX} es desplazada a mayor profundidad dentro del tejido. Esto desplaza, a su vez, la región isotérmica de 50ºC (indicada T_{50C}), lo que determina el límite de los tejidos que resultan no viables por ablación, con mayor profundidad en los tejidos. Un electrodo refrigerado de forma activa puede ser utilizado para transmitir más energía de ablación a los tejidos, en comparación con el mismo electrodo que no está refrigerado de forma activa. Tal como se muestra por la comparación de las figuras 1B y 1C, el resultado neto es que, con la refrigeración, la lesión (indicada, respectivamente, (L1) y (L2) en las figuras 1B y 1C) se extiende con mayor profundidad hacia adentro de los tejidos y tiene un volumen más grande.
La figura 1D muestra este efecto de forma gráfica. Suponiendo una temperatura máxima del tejido T_{MAX} de unos 94ºC, la refrigeración activa del electrodo, a una temperatura de electrodo T_{1} por debajo de 35ºC, conduce como mínimo a un incremento del 50% en el volumen de la lesión. Para una temperatura T_{1} del electrodo por debajo de unos 25ºC, los volúmenes de la lesión aumentan aproximadamente en 100%, es decir, los volúmenes de la lesión se doblan de tamaño.
Hay varias formas de proporcionar estructuralmente un electrodo que puede ser activamente refrigerado durante la utilización.
1. Refrigeración por bucle abierto
En la realización mostrada en las figuras 2A y 2B, el cuerpo del catéter (22) comprende una cámara interna (42). El extremo próximo de la cámara comunica con una abertura de conexión (44) del mango (ver figuras 1A y 15A). El extremo distal de la cámara (42) comunica con una cavidad hueca (46) formada en el electrodo (16).
En la realización preferente que se ha mostrado, la cavidad (46) comprende un conjunto de aberturas de salida (48) reunidas en la punta o extremo distal del electrodo (16). De manera alternativa, una única abertura de salida situada centralmente, u otras disposiciones a base de una o varias aberturas, se podrían disponer en el extremo distal del electrodo (16).
En esta disposición, el conjunto de refrigeración (40) comprende una fuente de un medio biocompatible (50) (ver también figura 1A), tal como solución salina, con o sin heparina. Un mecanismo (52) efectúa la refrigeración de la fuente (50) del medio a la temperatura deseada. Una conducción de alimentación (54) con una bomba en línea (56) suministra el medio refrigerado a la abertura de conexión (44) del mango (20). El medio refrigerado pasa por la cámara (42) hacia adentro de la cavidad del electrodo (46). Las aberturas de salida (48) descargan el medio refrigerado en la zona que rodea el electrodo, tal como muestra la figura 2A. Dado que el medio de refrigeración es descargado directa-
mente en el espacio que rodea el electrodo (16), esta disposición será designada refrigeración por bucle "abierto".
El flujo de líquido de refrigeración por la cavidad (46) del electrodo conduce calor en alejamiento de la masa térmica del electrodo (16) por refrigeración conductiva y convectiva. El sistema comprende además el controlador (58) (ver figura 11A) para controlar la velocidad de refrigeración, tal como se describirá de manera más detallada más adelante.
Preferentemente, el flujo de medio por las aberturas de salida (48) es suficiente para mantener una presión positiva de fluido durante toda la utilización, impidiendo de esta manera la formación de coágulos alrededor del electrodo (16). Las dimensiones y número de aberturas de salida (48) determinan la magnitud de la resistencia al flujo por el electrodo (16).
La orientación de las aberturas de salida (48) afecta también la eficacia del efecto de refrigeración. Preferentemente, las aberturas de salida (48) están reunidas en el extremo distal del electrodo (16), tal como muestran las figuras 2A y 2B. Esta orientación dirige el medio de refrigeración por toda la longitud del electrodo (16) para conseguir un mejor efecto de refrigeración. El medio de refrigeración descargado fluye también de manera directa hacia el interior del interfaz electrodo-tejido atravesando el mismo, provocando la refrigeración directa del área del tejido objeto de ablación. La refrigeración directa puede reducir la incidencia de carbonización.
Las figuras 3A y 3B muestran una realización estructural alternativa de un electrodo refrigerado de forma activa de tipo de bucle "abierto". En esta realización, un manguito exterior (60) rodea el cuerpo (22) del catéter, formando un espacio circunferencial. El espacio está compartimentado por los separadores (62) (ver figura 3B) en múltiples cámaras, separadas circunferencialmente (64). Desde luego, el número de cámaras (64) es variable.
El extremo próximo del manguito (60) comunica con la abertura de conexión (44) del mango (20). Las cámaras (64) conducen simultáneamente medio de refrigeración suministrado a la abertura de conexión (44) por la fuente (50) con intermedio del conducto de alimentación (54) y una bomba en línea (56). El extremo distal del manguito (60) se abre a lo largo de la pared lateral externa del electrodo (16). En esta situación, las cámaras (64) descargan el medio de refrigeración a lo largo de la periferia del electrodo (16) para su refrigeración.
De manera alternativa, se puede hacer que el manguito (60) sea desplazado axialmente a lo largo del cuerpo (22) del catéter de manera parecida a una funda de introducción. En esta realización, se puede ajustar la posición del manguito deslizante para conseguir la salida óptima de medio de refrigeración alrededor del electrodo.
De manera opcional, tal como muestra la figura 4, las múltiples cámaras (64), formadas dentro del manguito exterior (60), pueden conducir medios con diferentes características favoreciendo el proceso de ablación. A efectos ilustrativos, la figura 4 muestra tres cámaras, indicadas con los numerales (64A, 64B y 64C). La cámara (64A) adyacente a la zona del electrodo (16) en contacto íntimo con los tejidos conduce un líquido hipertónico (A) que tiene una resistividad relativamente baja, por ejemplo, de unos 15 ohm\cdotcm, en comparación con la resistividad de la sangre, que es aproximadamente de 150 ohm\cdotcm. El líquido hipertónico (A) descargado en esta zona mejora por lo tanto la transmisión de energía RF desde el electrodo (16) hacia adentro del tejido, con independencia de si el electrodo (16) se encuentra asimismo realmente refrigerado por el líquido durante el proceso. Las otras cámaras (64B y 64C), adyacentes a la zona del electrodo (16) expuesto a la sangre, pueden conducir otro líquido (B) que tiene una resistividad relativamente más elevada, en comparación con la sangre, por ejemplo, unos 1500 ohm\cdotcm. El líquido (B) puede comprender, por ejemplo, una solución de dextrosa al 5%. El líquido (B) reduce por lo tanto la transmisión de energía RF desde el electrodo (16) hacia adentro de la sangre, también, en este caso, con independencia de si el líquido (B) refrigera o no el electrodo (16) durante este proceso. Además, se podría suministrar heparina con el líquido (A) por la cámara (64A) adyacente a la zona de contacto del tejido con el electrodo (16) para reducir localmente la incidencia de formación de coágulos, mientras que no se suministra heparina por las cámaras (64B) y (64C) adyacentes a la zona expuesta a la sangre del electrodo (16). De esta manera, el volumen de anticoagulante introducido en la sangre puede ser dirigido más localmente, pudiendo ser controlado.
La figura 5 muestra otra realización alternativa de un electrodo refrigerado de forma activa del tipo de bucle "abierto". En esta realización, el electrodo (16) comprende un cuerpo esponjoso (66) de un material poroso de celdas abiertas, recubierto con una sustancia eléctricamente conductora. La sustancia eléctricamente conductora puede estar dotada de un recubrimiento sobre el material poroso (66) utilizando, por ejemplo, una técnica de depósito asistida por haz de iones de tipo convencional (IBAD) o técnicas de depósito mediante vapor similares.
El cuerpo esponjoso (66) dotado de recubrimiento es moldeado para adoptar lo que se puede llamar forma normal. En la realización que se ha mostrado (tal como se muestra en la figura 5), la forma normal sin compresión es, en general, esférica. No obstante, la forma original sin compresión puede ser rectangular, cuadrada, ovalada, toroidal o eventualmente de cualquier otra forma. Debido a su estructura porosa abierta, el cuerpo (66) se puede aplastar, sin sufrir daños, por una fuerza externa de compresión durante su despliegue en un tubo de guía (no mostrado) adoptando otra forma más compacta.
Tal como en las figuras de la realización 2A/B, una cámara interior (68) suministra medio de refrigeración al material poroso del cuerpo (66) desde la fuente externa (50) (no mostrado en la figura 5). El material poroso del cuerpo (66) efectúa la perfusión uniforme del medio de refrigeración desde la cámara (68) para descarga en la superficie del medio.
2. Refrigeración por bucle cerrado
La figura 6 muestra una realización de electrodos (16) que está refrigerada de forma activa en un bucle "cerrado". Durante la refrigeración en bucle "cerrado", el medio de refrigeración no se descarga hacia afuera de los electrodos (16) en el lugar de la ablación. En vez de ello, el medio de refrigeración es obligado a circular en retroceso hacia la fuente de procedencia (50) o hacia su eliminación en forma de desperdicio (70) de forma alejada del lugar de
ablación.
En esta disposición, el sistema comprende, además de la fuente de origen anteriormente descrita (50), un conducto de alimentación (54) y una bomba (56), un conducto de retorno (72) que transporta medio en alejamiento del electrodo (16). El cuerpo (22) del catéter comprende una cámara interior de alimentación (74) y una cámara interior de descarga (76). Los extremos próximos de las cámaras (74) y (76) comunican con la abertura de conexión (44) del mango (20) con la cámara de alimentación (74), en comunicación con la conducción de alimentación (54), y con la cámara de descarga (56), que se encuentra en comunicación con la conducción de retorno (72).
Los extremos distales de las cámaras (74) y (76) comunican con una cavidad (78) formada en el electrodo (16). La línea de suministro (54) alimenta el medio refrigerado por la cámara de alimentación (74) hacia adentro de la cavidad (78), mientras que la conducción de retorno (72) devuelve dicho medio por la cámara de descarga (76) a la fuente (50) del medio o a la eliminación (70). Igual que antes, el flujo de líquido de refrigeración por la cavidad (78) del electrodo transporta calor desde la masa térmica del electrodo por refrigeración por conductividad y convección.
En una disposición de bucle "cerrado", se podría utilizar un gas a presión como medio de refrigeración. El gas a presión podría expansionarse dentro de la cámara del electrodo, enfriando el electrodo por el efecto Joule-Thompson. La utilización de gas a presión y el efecto Joule-Thompson se da a conocer en la patente U.S.A. de Jackson y otros Nº 5.281.217, que se incorpora a la presente descripción a título de referencia.
3. Refrigeración del diodo
En la realización alternativa mostrada en la figura 7, el conjunto de refrigeración (40) comprende un diodo de refrigeración convencional Peltier (80) asociado con el electrodo (16), que está también eléctricamente acoplado por cable (32) al generador (12). Los materiales del diodo (80) son aleaciones complejas, una de ellas con contaminación "p" y la otra con contaminación "n", similares a semiconductores, creando un termopar en la unión. El voltaje aplicado hace pasar la corriente desde una fuente de tensión (88) por la unión. La polaridad del voltaje crea un lado "frío" (82) del diodo (80), que está acoplado en contacto de conducción térmica al electrodo (16), y un lado "caliente" (84) del diodo (80), que está acoplado en contacto de conducción térmica a un elemento de dispersión de calor (86). El elemento (86) de dispersión puede ser soportado sobre el cuerpo (22) del catéter alejado del electrodo (16) y en contacto con el torrente sanguíneo.
El paso de corriente por el diodo (80) crea una bomba de calor desde el lado frío (82) al lado caliente (84), conduciendo energía calorífica desde la masa térmica del electrodo (16) al elemento de dispersión de calor (86). De este modo, se puede transferir energía calorífica desde la masa térmica del electrodo (16) para su refrigeración.
La figura 7 muestra el diodo Peltier (80) utilizado como fuente (50) del medio de refrigeración para refrigerar de manera activa el electrodo (16) de forma de bucle abierto o cerrado. Se cree que la capacidad de transferencia de calor de los diodos Peltier convencionales (50), acoplada a los efectos de refrigeración por convección normales del elemento de dispersión (86) por el torrente sanguíneo, puede satisfacer la exigencia de refrigeración activa de la mayor parte de electrodos de ablación (16). De manera alternativa, el diodo Peltier (80) puede ser utilizado en combinación con una fuente (50) de medio de refrigeración para refrigerar activamente el electrodo.
B. Control de la ablación utilizando refrigeración del electrodo 1. Prescripción de la profundidad de lesión deseada
La figura 8 muestra esquemáticamente un sistema (90) para establecer una condición de limitación de temperatura deseada entre un electrodo de ablación (16) y los tejidos del endocardio por refrigeración activa del electrodo (16) a una velocidad controlada.
El sistema (90) comprende el generador (12) de energía de ablación RF, acoplado eléctricamente por el conductor (32) al electrodo de ablación (16), que está desplegado dentro del cuerpo en contacto con los tejidos del corazón. En la realización mostrada, cuando se utiliza para ablación cardíaca, el generador (12) está típicamente acondicionado para suministrar hasta 150 vatios de potencia a la radiofrecuencia de 500 kHz.
El sistema (90) mostrado en la figura 8 comprende también la fuente (50) de medio para refrigeración del electrodo, así como el mecanismo (52) para refrigerar dicho medio. El mecanismo (52) comprende un controlador (92) para establecer y mantener la temperatura deseada para el medio de refrigeración de la fuente del medio.
El conducto de suministro (54) y la bomba en línea (56) proporcionan comunicación entre la fuente de medio (50) y la abertura de conexión (44) en el mango (20) del catéter. El funcionamiento de la bomba (56) provoca el transporte del medio refrigerado al electrodo (16), tal como ya se ha descrito. La figura 8 muestra una disposición de bucle abierto del tipo mostrado en las figuras 3A/B. Un controlador (94) acoplado a la bomba (56) establece y mantiene el caudal requerido. En un sistema de bucle cerrado, la conducción de retorno (72) transporta el medio desde el electrodo para su retorno a la fuente (50) o a desperdicio (70), de la manera mostrada en la figura 6.
Tal como se ha mostrado en la figura 8, el electrodo (16) soporta un sensor de temperatura (96). El sensor (96) detecta temperaturas instantáneas (T1) de la masa térmica del electrodo (16). La temperatura (T1), en cualquier momento, es función de la potencia suministrada al electrodo (16) por el generador (12) y la velocidad a la que el electrodo (16) es refrigerado por dicho medio.
La característica de una lesión puede ser expresada en términos de profundidad por debajo de la superficie del tejido de la región isotérmica de 50ºC (T_{50C}), que indica el límite de tejidos que se hacen no viables. La figura 8 indica esta profundidad como D_{50C}. La profundidad D_{50C} es una función de las características físicas del electrodo de ablación (es decir, sus conductividades eléctrica y térmica, y dimensiones); el ángulo entre el tejido y el electrodo; la temperatura T1 de la masa térmica del electrodo; la magnitud de la potencia RF (P) transmitida por el electrodo al tejido; y el tiempo (t) en que el tejido está expuesto a la potencia RF. Estas relaciones pueden ser observadas empíricamente y/o por modelo de ordenador bajo condiciones reales controladas y simulares, tal como mostrará el ejemplo siguien-
te.
Para la profundidad deseada de lesión D_{50C}, las consideraciones adicionales de seguridad limitan la selección de las condiciones operativas óptimas entre las condiciones operativas indicadas en la matriz. Las limitaciones principales de seguridad son las temperaturas máximas del tejido T_{MAX} y el nivel máximo de potencia P_{MAX}.
La condición de temperatura máxima T_{MAX} se encuentra en una gama de temperaturas que son suficientemente elevadas para proporcionar lesiones profundas y anchas (típicamente, entre 90ºC y 98ºC), pero que se encuentran de manera segura por debajo de unos 100ºC, en la que se conoce que tendría lugar la desecación de tejidos o la ebullición de los mismos. Se reconoce que T_{MAX} tendrá lugar a una distancia por debajo del interfaz electrodo-tejido entre dicho interfaz y D_{50C}.
El nivel máximo de potencia P_{MAX} tiene en cuenta las características físicas del electrodo y la capacidad de generación de potencia del generador RF (12).
Ejemplo Determinación de una función D_{50C}
Se crea un modelo de elementos finitos 3D para un electrodo de ablación refrigerado de diámetro 8F/longitud 5 mm, mantenido de forma general perpendicular en contacto con una capa rectangular de tejido cardíaco con un grosor aproximado de 4 mm. La punta del electrodo se prolonga aproximadamente 1,3 mm hacia adentro del tejido. El volumen total es de un paralelepípedo de 8 cm de longitud, 4 cm de anchura y 4 cm de grosor. El modelo tiene 8144 nodos, utilizando elementos hexaédricos y una malla no uniforme.
Las condiciones de límite de densidad de corriente se ajustan en el electrodo, de manera que después de 120 segundos (t), la temperatura máxima del tejido (T_{MAX}) alcanza aproximadamente 95ºC. En la superficie externa del volumen total, el potencial se ajusta a cero, y la temperatura se fija a 37ºC para adaptarse a la temperatura promedio del cuerpo. En los nodos de la superficie del electrodo, la temperatura se ajusta a un valor que modela los defectos de una refrigeración activa de la punta del electrodo. Este valor (T1) se varía entre 4ºC y 50ºC. Las condiciones de limitación convectiva de elementos finitos en el interfaz electrodo-sangre se ajustan a 1,8 x 10^{-5} Joule (J) por milímetro cúbico (mm^{3}) segundo (s) Kelvin K (J/mm^{3}\cdots\cdotK).
Se utiliza COSMOS en una estación de trabajo Hewlett-Packard para solucionar las ecuaciones electrotérmicas. El análisis busca los efectos de refrigeración del electrodo en el volumen de la lesión, en la potencia de radiofrecuencia (P) requerida para mantener T_{MAX} a un valor aproximado de 95ºC, y en la distancia de la zona de tejidos más calientes por debajo del interfaz tejido-electrodo. Las dimensiones de la lesión se estiman a partir del volumen encerrado por la superficie isotérmica de 50ºC.
Los resultados del modelo se corroboran con datos experimentales conseguidos por utilización del aparato mostrado en la figura 21. Una capa de tejidos de corazón bovino (H) con un grosor de 4 cm se fija estableciendo buen contacto con un electrodo de 144 cm^{2} (EP) en el interior del depósito (T) lleno de solución salina a 37ºC. Se coloca un catéter de ablación (C) que lleva un electrodo (E) refrigerado de diámetro 8F/5 mm de longitud, en contacto con la superficie del tejido (H) formando un ángulo de 90º. Se hace circular agua a unos 4ºC desde una fuente de refrigeración (CS) situada dentro del catéter. Un termistor de cápsula de 0,55 mm (TM1) es colocado en la punta del electrodo (para detectar T1), y la temperatura detectada (T1) es utilizada como resultado para controlar manualmente el caudal de agua refrigerada (mostrado por las líneas de trazos de la figura 21). La temperatura detectada (T1) se mantiene constante a un valor predeterminado entre 27ºC y 40ºC. Un segundo termistor (TM2) es colocado en el tejido cardíaco (H) a unos 2 mm por debajo de la punta del electrodo. La colocación del segundo termistor (TM2) corresponde a la zona de temperatura más caliente del tejido, de predicción por las simulaciones de elementos finitos. Las dos lecturas de termistor son captadas con una velocidad de muestreo de 20 ms mediante la utilización de LabView en un Power Mac IIci. Se aplica una señal sinusoidal de 500 kHz entre los electrodos de ablación e indiferente utilizando un sistema de ablación AS de 150 W RF. La potencia RF suministrada (P) se mantiene constante en valores predeterminados entre 6 vatios (W) y 20 vatios.
Después de haber terminado los experimentos, el corazón es retirado del depósito, cortado transversalmente en cada una de las lesiones y se miden las dimensiones de los contornos que marcan la decoloración del tejido. El tejido bovino utilizado típicamente se decolora aproximadamente a 60ºC, de manera que los valores obtenidos subestiman la dimensión de las lesiones in vivo consistentes en tejidos calentados por encima de 50ºC.
La matriz siguiente establece la función D_{50C} utilizando la metodología antes descrita.
TABLA 1 Función límite D_{50C} 
\vskip1.000000\baselineskip
t = 120 segundos y T_{MAX} = 95ºC
(para electrodo de ablación 8F de 5 mm)
T1 (ºC) D_{50C} (mm) Volumen de Distancia a P (W)
lesión (mm^{3}) T_{MAX} (mm)
4 10,2 1,25 1,51 37
10 10,1 1,19 1,4 35,4
20 9,8 1,13 1,24 33
25 9,7 1,04 1,18 32
30 9,2 0,99 1,08 31
37 9 0,89 0,97 29,5
50 8,8 0,9 0,78 26,5
Se pueden desarrollar otras matrices utilizando el método antes descrito para un conjunto de valores para t y T_{MAX} a efectos de definir adicionalmente la función D_{50C}.
La función de la Tabla 1 puede ser complementada adicionalmente por otra información derivada empíricamente, que muestra el caudal del medio de refrigeración necesario para obtener diferentes temperaturas de electrodo para un electrodo específico, tal como se muestra en la Tabla 2 a título de ejemplo:
TABLA 2 Caudal promedio del medio de refrigeración 
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(agua refrigerada) vs. Temperatura del electrodo
T1 en situación de potencia constante
(para electrodo de ablación 8F de 5 mm)
T1 (ºC) 30 35 40
Caudal 9,3 ml/min 5,3 ml/min 4 ml/min
promedio
El sistema (90) comprende un controlador principal (98). El controlador principal (98) está acoplado al generador de RF (12), al sensor de temperatura (96), al controlador de refrigeración (92) y al controlador (94) de la bomba. El controlador principal (98) comprende en su memoria una matriz de condiciones operativas que definen la función del límite de temperatura D_{50C}, tal como se ha descrito anteriormente para t = 120 segundos y T_{MAX} = 95ºC, y para una serie de otras condiciones operativas.
El controlador principal (98) incluye un dispositivo de entrada (100). En el sistema (90) que se ha mostrado en la figura 8, el médico utiliza el dispositivo (100) de entrada del controlador para ajustar la profundidad deseada de la lesión en términos de D_{50C}. El médico utiliza también el dispositivo de entrada (100) para identificar las características del electrodo, utilizando un código de identificación preescrito; ajusta el máximo nivel P_{MAX} de potencia RF deseado; un tiempo deseado t; y la temperatura máxima deseada T_{MAX} para el tejido.
Por ejemplo, se supondrá que el médico selecciona un electrodo de ablación de 8F/5 mm. El médico también selecciona el resultado terapéutico deseado en términos de profundidad de lesión D_{50C} = 9,2 mm. El médico selecciona además otros detalles del resultado terapéutico deseado en términos de tiempo de ablación deseado de t = 120 segundos; temperatura máxima del tejido T_{MAX} = 95ºC; y nivel de potencia máxima de ablación P_{MAX} =
50 W.
Basándose en estos datos de entrada, el controlador principal (98) compara el resultado terapéutico deseado con la función definida en la matriz (tal como se ha indicado, por ejemplo, en las anteriores tablas 1 y 2). El controlador principal (58) selecciona una condición operativa para conseguir el resultado terapéutico deseado sin superar la temperatura máxima preescrita T_{MAX} por controlar las variables de la función.
En este ejemplo, basándose en los parámetros deseados de T_{MAX} de 95ºC y t = 120, el controlador (98) da instrucciones al generador (12) para mantener un nivel de potencia fijo P de 31 W (que no supera P_{MAX}) durante el tiempo preescrito t = 120 segundos. El controlador (98) controla simultáneamente la velocidad a la que es refrigerado el electrodo (16) (basándose en la tabla 2), para establecer y mantener T1 al nivel requerido por la función para el límite D_{50C} = 9,2 mm seleccionado, que, en este ejemplo, es T1 = 30ºC (caudal = 9,3 ml/min).
La máxima temperatura del tejido aumentará de manera continuada hacia T_{MAX} durante el período de ablación previsto t, con la velocidad de incremento que depende principalmente de la magnitud de P y T1. Es decir, la velocidad de incremento de temperatura del tejido será mayor para valores más elevados de P y valores menores de T1, y viceversa.
El controlador principal (98) puede controlar la velocidad de refrigeración de diferentes maneras. Por ejemplo, el controlador principal (98) puede controlar la velocidad de refrigeración controlando al controlador de temperatura (92) para que ajuste la temperatura del medio de refrigeración a lo largo del tiempo como respuesta a las variaciones de T1 para establecer y mantener el T1 previsto. De manera alternativa, el controlador principal (98) puede controlar la velocidad de refrigeración controlando el controlador (94) de la bomba para ajustar el caudal del medio de refrigeración a lo largo del tiempo, como respuesta a las variaciones de T1 para establecer y mantener el T1 previsto. El controlador principal (98) puede también controlar a los controladores (92) y (94) en tandem para conseguir el mismo resultado.
La forma en la que el controlador principal (98) procesa información que pertenece a T1 para deducir señales de control, para variar la temperatura del medio y su caudal, puede ser variable. Por ejemplo, el controlador principal (98) puede utilizar principios de control proporcional, principios de control derivado integrado proporcional (PID), control adaptativo, red neural y principios de control lógico difuso ("fuzzy logic").
Cuando se ha conseguido la refrigeración utilizando el diodo de refrigeración Peltier (80) (tal como muestra la figura 7), el controlador principal (98) establece y mantiene T1 al controlar la fuente de corriente (88) para ajustar el flujo de corriente al diodo (80). Cuando se utiliza el diodo (80) en combinación con refrigeración activa del caudal del medio (tal como muestra la figura 8), el controlador principal (98) puede ajustar la temperatura del medio y el caudal del mismo en las formas que se han descrito, y además puede controlar la fuente de corriente (88) al diodo para conseguir ajustes finos para mantener el valor de T1 deseados.
Se podrá apreciar que son también posibles diferentes combinaciones de control de refrigeración utilizando el diodo (80). Tal como se ha indicado antes, el controlador principal (98) puede utilizar principios de control proporcional, principios de control proporcional derivado integral (PID), control adaptativo, red neural y principios de control lógico difuso, al variar el flujo de corriente al diodo (80) basándose en los cambios de T1 a lo largo del tiempo.
Al final de período de ablación deseado t, el controlador (98) interrumpe el suministro de potencia al electrodo de ablación. Se formará la profundidad de lesión deseada, y T_{MAX} no habrá superado los 95ºC objetivo.
En realizaciones alternativas, el controlador (98) puede fijar una o varias de las variables de control T1, P o t, y puede variar la restante o restantes de dichas variables de control T1, P ó t para conseguir el límite de temperatura D_{50C} deseado. Por esta razón, el sistema (90) permite al médico "seleccionar la lesión" al especificar la D_{50C} deseada. Utilizando refrigeración activa en asociación con el control de tiempo y potencia, el controlador (98) consigue el valor deseado D_{50C} sin necesidad de detectar las condiciones de temperatura reales del tejido.
3. Predicción de la temperatura máxima del tejido/profundidad durante la refrigeración
La figura 9A muestra un sistema (102) que ajusta el nivel de la potencia RF suministrada a un electrodo refrigerado (16) y/o la velocidad de refrigeración, basándose en una predicción de la temperatura de tejido máxima instantánea, que se designa T_{MAX} (t).
En una implementación preferente, la predicción de T_{MAX} se calcula por una red neural, que muestrea en el tiempo de corriente (t) el número preescrito (k_{n}) de niveles de potencia previos P, velocidades previas a las que se ha eliminado el calor para refrigerar el electrodo, y temperatura previa del electrodo.
La velocidad de eliminación del calor se identifica por la expresión \ring{A}, siendo
\ring{A} = c \ x \ \Delta T \ x \ VELOCIDAD
en la que
\newpage
c es la capacidad calorífica del medio de refrigeración utilizado (en Joules (J) por kilogramo (kg) Kelvin (K) o J/kg K)
\DeltaT es la caída de temperatura en el medio de refrigeración durante el paso por el electrodo (16) (K), y
VELOCIDAD es el caudal másico del medio de refrigeración que pasa por el electrodo (kg/seg).
El calor transmitido por el electrodo de ablación al tejido es la diferencia entre el calor generado por efecto Joule y el calor eliminado por refrigeración activa. A una temperatura determinada T1 y un determinado caudal del medio de refrigeración, la magnitud de \ring{A} aumenta al aumentar la potencia RF suministrada al electrodo (16). En conjunto, T1 y \ring{A} representan una medición indirecta de la rapidez con la que cambia la temperatura subsuperficial del tejido. Conjuntamente, T1 y \ring{A} son por lo tanto una predicción de la profundidad y magnitud de la temperatura más elevada T_{MAX} de los tejidos subsuperficiales, y por lo tanto una predicción indirecta de la profundidad límite de la lesión D_{50C}. Se efectúa predicción de lesiones grandes y profundas cuando T1 se mantiene a una temperatura relativamente baja (por control de la velocidad de refrigeración) y \ring{A} se mantiene en un valor relativamente alto (controlando la potencia RF). De manera similar, se efectúa la predicción de lesiones más pequeñas cuando T1 se mantiene a una temperatura relativamente alta y \ring{A} se mantiene a un valor relativamente bajo.
El sistema (102) que se ha mostrado en la figura 9A implementa estos criterios de control utilizando un electrodo (16) de tipo de sistema cerrado, tal como el mostrado en la figura 6. El electrodo (16) presenta tres elementos detectores de temperatura (104), (106) y (108). El primer elemento detector (104) se encuentra en contacto térmico con la masa térmica del electrodo (16) para detectar su temperatura, o T1 tal como se ha descrito anteriormente. El segundo elemento detector (106) está situado para detectar la temperatura del medio de refrigeración al entrar en la cavidad del electrodo (78), o T_{IN}. El tercer elemento detector (108) está situado para detectar la temperatura del medio de refrigeración al salir de la cavidad del electrodo (78), o T_{IN}. En este sistema cerrado, el incremento de temperatura en el medio de refrigeración durante su paso por el electrodo \DeltaT se calcula del modo siguiente:
Sistema cerrado\Delta T = T_{OUT} - T_{IN}
En un sistema abierto (tal como se ha mostrado en las figuras 2A/B y 3A/B), en el que el medio de refrigeración es descargado directamente en la zona de los tejidos en contacto con el electrodo (16), no hay tercer elemento detector de temperatura (108). En este caso, \DeltaT se calcula del modo siguiente:
Sistema abierto\Delta T = T1 - T_{IN}
En sistemas en los que las variables ambientales están íntimamente controladas, la predicción de T_{MAX} se puede derivar del muestreo en el tiempo actual (t) de un número preescrito (k_{N}) de niveles de potencia anteriores P y temperatura de electrodo anteriores, sin muestreo \ring{A}.
En la figura 9A, el controlador principal (98) está acoplado al generador RF, los elementos detectores de temperatura (104), (106) y (108) (o (104) y (106) en un sistema abierto), el controlador de refrigeración (92) y el controlador (94) de la bomba.
El controlador (98) incluye un dispositivo de predicción de red neural (144) (ver figura 9B). El dispositivo de predicción (144) puede comprender una red neural de dos capas, si bien se pueden utilizar más capas ocultas. El dispositivo de predicción (144) recibe como datos de entrada un primer conjunto de k_{1} de muestras anteriores ponderadas de \ring{A}, {\ring{A} (t-1) a (t- k_{1})}; un segundo juego de k_{2} de muestras anteriores ponderadas de P, {P (t-1) a (t - k_{2})}; y un tercer juego de muestras k_{3} de T1, {T1 (t-1) a (t - k_{3})}. El número de muestras en los juegos k_{1,2,3} se puede variar, de acuerdo con el grado de exactitud requerida. Como ejemplo, k_{1} y k_{2} son preferentemente valores comprendidos entre 5 y 20. k_{3} se puede seleccionar igual a 1.
El dispositivo de predicción (144) puede ser configurado de forma variada. En la realización mostrada, el dispositivo de predicción (144) comprende una red neural de dos capas, si bien se pueden utilizar más capas ocultas.
En esta implementación, el dispositivo de predicción (144) incluye una primera y segunda capas escondidas y cuatro neuronas, designadas N_{(L,X)}, identificando L la capa 1 ó 2, y X una neurona de dicha capa. La primera capa (L = 1) tiene tres neuronas (X = 1 a 3), del modo siguiente N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y N_{(1,3)}. La segunda capa (L = 2) comprende una neurona de salida (X = 1), indicada N_{(2,1)}.
Las muestras anteriores ponderadas {\ring{A} (t - 1) a (t - k_{1})}; {P (t - 1) a (t - k_{2})}; y (en la realización alternativa) T1, {T1 (t – 1) a (t - k_{3})} son alimentadas como datos de entrada a cada una de las neuronas N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y N_{(1,3)} de la primera capa.
La neurona de salida N_{(2,1)} de la segunda capa recibe como datos de entrada las salidas ponderadas de las neuronas N_{(1,1)}; N_{(1,2)}; y N_{(1,3)}. Basándose en estos datos de entrada ponderados, la neurona de salida N_{(2,1)} emite T_{MAX}(t).
El dispositivo de predicción o predictor (144) debe estar entrenado sobre un juego de datos conocidos que han sido captados previamente de forma experimental. Por ejemplo, utilizando un modelo de propagación en retorno, el dispositivo de predicción (144) puede ser entrenado para la predicción de la temperatura más elevada conocida del conjunto de datos con el error mínimo. Una vez que se ha completado la fase de entrenamiento, el predictor (144) puede ser utilizado para la predicción de T_{MAX}(t).
De manera alternativa, se pueden utilizar algoritmos de lógica dispersa o predicción lineal para deducir T_{MAX}(t) de la potencia anterior de muestreo P, temperatura de electrodo T1, y (en la realización preferente) velocidad de refrigeración \ring{A}.
El controlador principal (98) recibe del médico, a través del dispositivo de entrada (100), el valor de la temperatura máxima deseada TT_{SET} del tejido, la temperatura del electrodo deseada T1_{SET}, y P_{MAX}.
El valor de la temperatura predeterminada TT_{SET} representa la temperatura más elevada deseada en la parte subsuperficial del tejido que el médico desea mantener en el lugar de ablación, correspondiente a la necesidad de impedir microexplosiones. El valor TT_{SET} puede comprender una magnitud objetivo fija, o bien el valor TT_{SET} puede variar a lo largo del tiempo para definir una curva de temperatura de ajuste, que puede ser lineal o no. Otros detalles de la utilización de las curvas de temperatura de ajuste se dan a conocer en la solicitud de patente U.S.A. Nº de serie 08/266.023, presentada en 27 de junio de 1994, y titulada "Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control" ("Sistemas y métodos de calentamiento de tejidos y de ablación, que utilizan curvas de temperatura con punto de ajuste variable en el tiempo para supervisar y controlar").
Para T1_{SET}, la realización preferente tiene en cuenta la relación entre la temperatura del electrodo T1 y los incrementos en el volumen de la lesión mostrados en la figura 1D, seleccionado como T1_{SET} deseado una temperatura por debajo de 25ºC y, de manera más preferente, comprendida entre 10ºC y unos 25ºC.
El valor P_{MAX} es el nivel de potencia máxima permitida, basándose en consideraciones que ya se han indicado.
El controlador principal (98) deduce periódicamente T_{MAX}(t) y compara T_{MAX}(t) con TT_{SET}(t). Basándose en esta comparación, el controlador principal (98) deduce la salida de potencia de demanda, teniendo en cuenta P_{MAX}, con refrigeración simultánea para mantener T1_{SET}. La salida de potencia de demanda representa la magnitud de la potencia en radiofrecuencia que se debe suministrar al electrodo (16) para establecer y contener la temperatura máxima de tejidos TT_{SET} en un valor determinado o a lo largo de una curva predeterminada lineal o no lineal.
De manera alternativa, el controlador principal (98) podría mantener un nivel de potencia fijo por debajo de P_{MAX} y ajustar la velocidad de refrigeración \ring{A}, basándose en T_{MAX}(t) para mantener TT_{SET} en un valor fijo o a lo largo de una curva de ajuste. Tal como se ha descrito anteriormente, el controlador principal (98) puede controlar la velocidad de refrigeración requiriendo al controlador de temperatura (92) el ajuste de la temperatura del medio de refrigeración a lo largo del tiempo, o bien ordenando al controlador (94) de la bomba que ajuste el caudal del medio de refrigeración a lo largo del tiempo, o requiriendo que los controladores (92) y (94) en tandem alcancen el mismo resultado.
La manera en la que el controlador (98) deduce las órdenes de control puede ser variable. Por ejemplo, puede utilizar principios de control proporcional, principios de control de derivada integral proporcional (PID), control adaptativo, control neural y principios de control de lógica dispersa. Otros detalles de estos principios de control se dan a conocer en la solicitud de patente U.S.A. Nº de serie 08/266.023, pendiente con la actual, presentada en 27 de junio de 1994, titulada "Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control" ("Sistemas y métodos de calentamiento de tejidos y de ablación, que utilizan curvas de temperatura con punto de ajuste variable en el tiempo para supervisar y controlar").
Utilizando refrigeración activa en asociación con control de potencia y/o velocidad de extracción de energía en el electrodo, el controlador (98) consigue la velocidad deseada de eliminación de energía \ring{A} para conseguir las características deseadas en la lesión. Igual que el sistema (90) mostrado en la figura 8, el sistema (102) mostrado en la figura 9A consigue sus objetivos de formación de lesión sin necesidad de detectar las condiciones reales de temperatura del tejido.
De manera alternativa, el controlador principal (98) puede utilizar una función matriz para correlacionar las condiciones operativas observadas, las cuales se muestran a título de ejemplo y en forma parcial en las tablas 1 y 2, para deducir T_{MAX} sin detectar realmente condiciones de temperatura del tejido.
En esta implementación, el controlador (98) detecta el caudal del medio de refrigeración, la temperatura del electrodo que se ha detectado T1 y la potencia P. El controlador (98) compara estos valores detectados con valores determinados por la función de matriz. El controlador (98) deduce de esta comparación lo que debería ser T_{MAX}, de acuerdo con la función, bajo estas condiciones operativas detectadas. El T_{MAX} deducido según esta metodología pasa a ser T_{MAX}. Por ejemplo, en un caudal de refrigeración detectado de 9,3 ml/min, una potencia detectada P de 31 vatios y una temperatura de electrodo detectada T1 de 30ºC, en las tablas 1 y 2, deducirían que T_{MAX} sería de 95ºC a un tiempo de ablación (t) de 120 segundos. En esta implementación, la temperatura máxima del tejido deducida pasa a ser T_{MAX}. Entonces la potencia y/o velocidad de refrigeración son controladas para mantener T_{MAX} en un valor fijo o a lo largo de una curva predeterminada.
3. Detección de la temperatura máxima del tejido/profundidad durante la refrigeración
En las realizaciones mostradas en las figuras 10 a 12, el electrodo de ablación refrigerado (16) comporta como mínimo un elemento detector de temperatura (110) para detectar la temperatura real del tejido. En estas realizaciones, la potencia que el generador de RF (12) aplica al electrodo (16) se ajusta, por lo menos en parte, por las condiciones reales de temperatura del tejido detectada por el elemento (110).
En la realización mostrada, el elemento detector de temperatura (110) comprende un pequeño termistor de bola convencional (112) con cables conductores asociados (114). En una implementación preferente, el termistor (42) comprende un termistor de bola, de tipo comercial, de 0,55 mm, de la firma Thermometrics (Edison, Nueva Jersey), número de pieza AB6B2-GC16KA143E/37º C-A.
Se debe observar que se podrían utilizar también otros tipos de elementos detectores de temperatura. Por ejemplo, se podría utilizar un termopar como elemento detector de temperatura. En una implementación preferente, los termopares están construidos por soldadura por puntos o por láser y soldadura de los diferentes metales entre sí para formar la unión del termopar. Cuando un termopar sirve como elemento sensor de temperatura, se debe utilizar un termopar de referencia. El termopar de referencia puede ser situado en el mango (20) o expuesto al torrente sanguíneo de la manera que se da a conocer en la patente U.S.A. pendiente con la actual Nº de serie 08/286.937, presentada en 8 de agosto de 1994, y titulada "Systems and Methods for Sensing Temperature Within the Body" ("Sistemas y métodos para detectar la temperatura dentro del cuerpo").
El compuesto (116) formador de envoltura encapsula el termistor (112) y los cables conductores (114). Los cables conductores (114) quedan incluidos también dentro de las fundas aislantes (117), que aíslan eléctricamente los conductores (114). Conjuntamente, el compuesto (116) y las fundas (117) aíslan eléctricamente el termistor (112) con respecto al electrodo circundante de ablación (16). Para conseguir un mejor rendimiento, los conductores deben estar eléctricamente protegidos o apantallados.
El compuesto envolvente (116) y las fundas de aislamiento (117) pueden ser realizados con diferentes materiales. En la realización mostrada, una isomida pesada sirve como compuesto envolvente (116), si bien se puede utilizar otro adhesivo de cianoacrilato, adhesivo de goma de siliconas RTV, poliuretano, epoxi o similar. Las fundas (117) están realizadas a base de un material de poliimida, si bien se podrían utilizar otros materiales aislantes eléctricos convencionales.
Se requiere un aislamiento eléctrico similar cuando se utilizan termopares como sensores de temperatura. Por ejemplo, la unión del termopar puede ser situada en una resina epoxi térmicamente conductora dentro de un manguito o envolvente de poliéster. En una implementación preferente, la unión del termopar es colocada en un adhesivo de siliconas RTV (NuSil Technologies, Carpenteria, California) dentro de un manguito de poliéster retráctil, que a continuación es objeto de retracción para acoplarse íntimamente alrededor de la unión del termopar y de los conductores. Para reducir interferencias eléctricas, los conductores del termopar son preferentemente apantallados y objeto de torsión conjuntamente.
Los cables conductores (114) para el termistor (112) se prolongan por el cuerpo del catéter (22) hacia adentro del mango (20) del catéter (ver figura 15A). En esta situación, los cables conductores (114) se acoplan eléctricamente al cable (28) que se extiende desde el mango (20). El cable (28) se conecta al generador (12) y transmite las señales de temperatura del termistor (112) al generador (12).
En la realización mostrada en las figuras 10 a 12, el electrodo de ablación (16) comprende un pocillo interior (118) en su punta extrema. El elemento detector de temperatura (110) ocupa este pocillo (118). El elemento detector (110), que se ha mostrado en las figuras 10 a 12, se extiende más allá de la punta del electrodo (16) sobresaliendo por debajo de la superficie del endocardio. El elemento sensor (110) es colocado entonces para detectar las condiciones de temperatura reales de los tejidos subsuperficiales.
En la realización preferente que se ha mostrado, el elemento detector (110) de la temperatura subsuperficial está encerrado dentro de la caperuza conductora térmicamente (ver figuras 10 y 11). La caperuza (120) comprende un material que tiene elevada conductividad térmica que es, como mínimo, de 1,0 vatios (W) por metro (m) Kelvin (K) o 1,0 W/m K. Los materiales metálicos como acero inoxidable, oro, aleaciones de plata, platino, cobre, níquel, titanio, aluminio y compuestos que contienen acero inoxidable, oro, plata, platino, cobre, níquel, titanio y aluminio poseen este grado de conductividad térmica. Por ejemplo, el acero inoxidable tiene una conductividad térmica aproximada de 15 W/m K, y el platino tiene una conductividad térmica de 71 W/m K. Esta conductividad térmica es significativamente mayor que la conductividad térmica de un material de resina que forma la cubierta con un polímero convencional que rodea el sensor de temperatura (110). Por ejemplo, una goma de siliconas tiene una conductividad térmica solamente de 0,13 W/m K, y un poliuretano tiene una conductividad térmica solamente de 0,026 W/m K de forma aproximada.
La caperuza (120) tiene una parte interior abierta (122). El termistor encapsulado (112) ocupa de manera ajustada el interior de la caperuza abierta (122) con contacto de conducción térmica con el material conductor térmico de la caperuza (120). Preferentemente, el termistor (112) está dotado de un recubrimiento dentro del interior abierto (122) utilizando una resina epoxi con conductividad térmica incrementada por lo menos de 1,0 W/m K. La inclusión de una pasta metálica (conteniendo, por ejemplo, óxido de aluminio) en un material estándar de resina epoxi, proporcionará esta conductividad térmica incrementada. Cuando la energía de ablación es energía de radiofrecuencia, el material de recubrimiento debe también aislar eléctricamente al elemento detector de temperatura (112) con respecto a la caperuza (120).
La caperuza (120) está montada, a su vez, dentro del pocillo (118) del electrodo (16). La caperuza (120) tiene un extremo distal (124) en contacto de conducción térmica con el tejido. La conductividad térmica elevada del material de la caperuza asegura que dicha caperuza (120) alcanzará con rapidez la temperatura de equilibrio próxima a la del tejido con el que establece contacto.
En una implementación representativa preferente (ver figura 3), la caperuza (120) está realizada a partir de acero inoxidable 304 (que tiene un coeficiente de conductividad térmica aproximado de 15 W/m K). La caperuza (120) tiene un grosor de pared a lo largo de la pared lateral y en el extremo distal de aproximadamente de 0,005 pulgadas. La caperuza (120) tiene una longitud global aproximada de 0,060 pulgadas y una anchura general aproximada de 0,033 pulgadas (teniendo el interior abierto una anchura aproximada de 0,022 pulgadas). El termistor encapsulado (42) está fijado al interior (56) de la caperuza utilizando una resina epoxi térmicamente conductora tal como EP42HTAO (Master Bond, Inc., Hackensack, Nueva Jersey). La conductividad térmica de esta resina epoxi (con óxido de aluminio) es aproximadamente de 1,15 W/(m K).
La caperuza (120) proporciona características de mayor conductividad térmica, creando una superficie isotérmica alrededor del elemento detector subsuperficial (110) en equilibrio térmico con las condiciones de temperatura del tejido circundante. La caperuza (120) proporciona también una resistencia incrementada a efectos de resistir la flexión o fractura durante la fabricación y manejo.
En la realización preferente que se ha mostrado, una barrera aislante térmica y eléctricamente (142) forma un interfaz entre la pared interior del pocillo o alojamiento (118) y el lateral de la caperuza (120) que lo ocupa. En una realización preferente, la barrera (142) comprende una resina de poliamida adherida alrededor de pared lateral de la caperuza (120) utilizando FMD-14, que sirve como aislante eléctrico. La barrera (142) comprende también un tubo de poliéster de retracción fijado por retracción térmica alrededor de la poliamida para servir como aislante térmico.
En la realización ilustrada preferente, un tubo de aislamiento térmico (144) recubre también el interior del alojamiento (118). El tubo (144) aísla además de forma térmica al elemento detector de temperatura (40) con respecto a la masa térmica del electrodo (16). En la realización mostrada preferente, la caperuza (120) que contiene el termistor y la barrera asociada (142) están fijadas por una masa de recubrimiento dentro del alojamiento del electrodo utilizando cianoacrilato FMD-13 (Loctite Corporation, Newington, Connecticut).
Por lo tanto, las condiciones de temperatura detectadas por el elemento detector (40) dentro de la caperuza (120) representan de manera muy aproximada las condiciones de temperatura reales del tejido con el que establece contacto la caperuza (120).
Ejemplo
Se comparó la sensibilidad térmica de un elemento sensor de temperatura comprendido dentro del soporte conductor térmicamente según la invención (Sensor 1) con la sensibilidad térmica de un elemento sensor de temperatura libre del portador (Sensor 2).
El sensor 1 fue colocado dentro del alojamiento o pocillo de un electrodo de transmisión de radiofrecuencia estándar de platino/iridio 8F de 4 mm. El sensor 1 comprendía un termistor de bola de 0,55 mm incluido dentro de una bola de vidrio, que, a su vez, estaba rodeado de resina epoxi, que estaba encapsulada en una funda de poliimida. El conjunto completo del termistor encapsulado fue montado por FMD-14 dentro de una caperuza, tal como se ha descrito anteriormente, realizada en un acero inoxidable 304 con un grosor de pared de 0,005 pulgadas. Las paredes laterales externas de la caperuza fueron aisladas térmicamente con respecto al electrodo por una capa de poliamida y una capa de tubo retráctil de poliéster. El conjunto fue dotado de recubrimiento con una masa dentro del alojamiento del electrodo utilizando FMD-13. La punta extrema de la caperuza se encontraba libre de material de aislamiento térmico y estaba enrasada con la punta distal o alejada del electrodo para establecer contacto con los tejidos.
El sensor 2 comprendía un termopar recubierto con masa de soldadura en contacto de conductividad térmica dentro de un electrodo transmisor de radiofrecuencia estándar 8F de 4 mm de platino/iridio.
La sensibilidad térmica de cada uno de los sensores 1 y 2 fue comprobada colocando el electrodo combinado y conjunto sensor dentro de un baño de agua mantenido a 20ºC. Un elemento de soldadura mantenido a una temperatura de 60ºC fue colocado en contacto con cada electrodo por debajo de la superficie del agua. Este contacto fue mantenido para conseguir condiciones de estado permanente tanto contra el lateral de los electrodos (manteniéndose el electrodo horizontal) como con la punta distal del electrodo (manteniéndose el electrodo verticalmente). Se registraron las temperaturas detectadas por cada uno de los sensores 1 y 2 en ambas orientaciones del electrodo.
La siguiente tabla 3 resume los resultados:
TABLA 3 Comparación de la sensibilidad térmica de un sensor de temperatura soportado dentro de una superficie de conducción térmica con respecto a la sensibilidad térmica de un sensor de temperatura sin superficie conductora térmica
Posición vertical Posición horizontal
Sensor 1 (Con superficie 59ºC 40ºC
conductora térmica)
Sensor 2 (Sin superficie 40ºC 39ºC
conductora térmica)
La tabla anterior muestra que el sensor 2 no es sensible a la temperatura real de la fuente de calor a 60ºC. Con independencia de su orientación, el sensor 2 continúa detectando la temperatura de 40ºC de la masa térmica del propio electrodo (disipándose el resto de energía térmica de la fuente térmica por el baño de agua circundante).
Como contraste, el sensor 1 muestra una sensibilidad significativa con respecto a su orientación de contacto con la fuente de calor a 60ºC. Cuando se mantiene en posición horizontal, fuera del contacto directo con la fuente de calor, el sensor 2, igual que el sensor 1, detecta la temperatura de 40ºC de la masa térmica del propio electrodo. No obstante, cuando se sostiene verticalmente, en contacto directo con la fuente de calor, el sensor 1 detecta esencialmente la temperatura real de la fuente de calor, y no la temperatura del electrodo. La caperuza que encapsula el sensor 1, que tiene una conductividad térmica intrínseca elevada con un valor mínimo de 1,0 W/m K, conduce directamente el calor desde la fuente de calor para detección por el sensor 1. La caperuza de conducción térmica crea una condición isotérmica alrededor del sensor 1 próxima a la temperatura real de la fuente de calor. Además, la caperuza, al estar sustancialmente aislada con respecto al contacto de conducción térmica del electrodo, conserva esta condición isotérmica alrededor del sensor 1, impidiendo su disipación por la masa térmica del electrodo.
En términos cuantitativos, la temperatura de 59ºC detectada por el sensor 1 en contacto directo con la fuente de calor a 60ºC, en comparación con la temperatura de 40ºC del electrodo detectada cuando no está en contacto directo con la fuente de calor, es la causa de diecinueve del total de veinte unidades de diferencia real de temperatura entre la fuente de calor y el electrodo. Por lo tanto, en términos cuantitativos, la presencia de la caperuza de conductividad térmica en el sensor 1 establece una sensibilidad de 95% con respecto a la temperatura de la fuente de calor (es decir, en utilización sería la sensibilidad con respecto a al temperatura real del tejido), y solamente un 5% de sensibilidad a la temperatura del propio electrodo. Esto se puede comparar con una sensibilidad esencialmente del 100% del sensor 2 con respecto a la temperatura del electrodo. En ausencia de la caperuza que prevé la presente invención, el sensor 2 es virtualmente insensible a la temperatura real de la fuente de calor (es decir, la temperatura real del tejido).
En la realización mostrada en la figura 10, la caperuza (120) muestra un extremo distal romo (124) que sobresale con respecto al extremo del electrodo (16), sin penetrar realmente dentro del mismo. Tal como muestra la figura 10, el endocardio es suficientemente maleable para adaptarse alrededor del electrodo (16) y la caperuza saliente (120).
En la realización alternativa mostrada en la figura 12, la caperuza (120) presenta un extremo distal agudo (124) que penetra realmente en el endocardio. Haciendo que la caperuza (120) penetre realmente en el endocardio, se consigue un contacto más uniforme con los tejidos, tanto por debajo de la superficie alrededor del elemento detector de temperatura (110) como en la superficie a lo largo del electrodo.
El elemento detector de temperatura (110) puede sobresalir hacia adentro del tejido en cualquier profundidad deseada, dependiendo de la morfología del tejido del paciente individual, y de la experiencia y criterio del médico correspondiente, a condición de que no tenga penetración transmutar en la pared del corazón.
En la realización preferente (ver figuras 13 y 14), el elemento detector de temperatura (110) es desplazable por el médico entre una posición retraída dentro del alojamiento (118) del electrodo (mostrado en la figura 13) y una posición extendida fuera del alojamiento (118) del electrodo (mostrado en la figura 14) que se proyecta hacia adentro del tejido. En las figuras 13 y 14, el elemento detector de temperatura (110) se ha mostrado con un extremo romo distal (124), si bien se podría utilizar también un extremo detector (110) con un extremo distal agudo.
La naturaleza móvil del elemento detector de temperatura (110), que se ha mostrado las figuras 13 y 14, proporciona una protección adicional contra la flexión o rotura del elemento hasta el momento de su utilización. El elemento (110) puede ser retenido en posición retraída, no expuesta, durante la manipulación por fuera del cuerpo y mientras es desplegado en el lugar deseado dentro del cuerpo.
El movimiento del elemento detector de temperatura puede ser conseguido de diferentes maneras. En la realización mostrada en las figuras 13 y 14, un estilete (126) se extiende por el cuerpo del catéter (22) dentro de un manguito de protección trenzado (128) realizado, por ejemplo, a base de poliimida o acero inoxidable. El extremo próximo del estilete (126) está fijado a un botón de control (130) en el mango (20) (ver figura 15A). El extremo distal del estilete (126) está fijado mediante adhesivo, soldadura, engrapado u otros a la caperuza (120).
Los cables (114) del termistor se prolongan a lo largo de la parte externa del estilete (126) dentro del manguito protector (128) (ver figuras 13 y 14). Otro manguito (132) de un material eléctricamente aislante, tal como un tubo retráctil térmicamente realizado de Telón® o poliéster, rodea el estilete (126) y los conductores (114) hasta la unión entre la caperuza (120) y el estilete (126), y alrededor de la misma. El manguito (132) mantiene los conductores (114) íntimamente contra el estilete (126). El manguito (132) también crea una transición suave entre el estilete (126) y la caperuza (120), proporcionando además protección contra interferencia eléctrica. Un manguito (136) de material térmicamente aislante, tal como poliimida, recubre asimismo preferentemente el interior del alojamiento, para aislar térmicamente la caperuza (120) con respecto a la masa térmica del electrodo (16).
El estilete (126) puede ser avanzado de forma manual o automática de varias maneras. En la realización que se ha mostrado, el estilete (126) comprende zonas helicoidales (138) formadas según su longitud (ver figura 15A). Las zonas intermedias (138) se acoplan con los filetes de rosca conjugados (142) del tornillo dentro de un elemento de guía estacionario (140) dentro del mango (20). La rotación del botón de control (130) por el médico hace girar el estilete (126) dentro del elemento de guía (140). Después de la rotación en una dirección, las zonas helicoidales intermedias (142) provocan el avance del estilete hacia adelante de forma axial dentro del cuerpo (22) del catéter. Después de la rotación en dirección opuesta, las zonas intermedias helicoidales (142) desplazan el estilete hacia atrás, axialmente dentro del cuerpo (22) del catéter. De esta manera, el elemento detector (110) puede ser desplazado por incrementos de manera controlada entre las posiciones retraída y extendida.
En esta disposición (ver figura 15B), el extremo distal (124) de la caperuza puede ser roscado con zonas intermedias helicoidales (146). Después del avance por rotación del elemento sensor (110) por el estilete (126), las zonas helicoidales (146) se acoplan con los tejidos para anclar mejor el elemento (110) para detección de temperatura. De manera alternativa (ver figura 15C), el estilete (126) puede ser fijado a un portador (150) configurado en forma de sacacorchos. Igual que en las zonas helicoidales (146), el portador (150) con forma de sacacorchos se acopla a los tejidos durante la rotación al avanzar el estilete (126) hacia adelante por rotación. Tal como muestra la figura 15C, el elemento detector de temperatura (110) está fijado en contacto de conducción térmica con el portador en forma de sacacorchos (150) cerca de su junta distal.
En la realización preferente que se ha mostrado, el extremo distal (124) de la caperuza y la punta distal del electrodo (16) se han marcado con un material fluoroscópicamente denso. De esta manera, el desplazamiento del elemento detector de temperatura (110) hacia adentro de los tejidos puede ser supervisado por fluoroscopia, al avanzar el médico de forma incremental el elemento (110).
De manera alternativa, el estilete (126) puede ser obligado a avanzar sin rotación. En esta disposición (ver figura 16), el extremo próximo del estilete (126) incluye una serie de nervios (152), que sucesivamente se acoplan íntimamente, de forma desmontable, con el tope (154) del mango (20). Al desplazar el médico el estilete (126) en dirección lineal (avance-retroceso) ("push-pull"), el tope (154) se acopla con los nervios (152) uno cada vez, liberando el nervio captado (152) como respuesta a una fuerza lineal adicional. Igual que el estilete rotativo (126) mostrado en la figura 8, el estilete lineal (126) ("push-pull"), mostrado en la figura 16, permite un movimiento incremental controlado del elemento sensor (110) entrando y saliendo del contacto con el tejido.
En las figuras 10 a 16, los electrodos (16) activamente refrigerados que se muestran son de los tipos de metales mostrados en las figuras 2A/B y 3A/B. Se debe observar que un de cuerpo (66) de electrodo activamente refrigerado, poroso, similar al mostrado en la figura 5, puede comportar también un elemento sensor de temperatura (110) de tipo fijo o móvil.
En otra realización alternativa mostrada en la figura 17A, el electrodo refrigerado activamente (16) (que es de tipo abierto, que tiene aberturas de salida (48) para el medio de refrigeración igual que el mostrado en la figura 2A/B) incluye un elemento sensor de temperatura (110) que tiene múltiples termopares indicados con los numerales (112(1)), (112(2)) y (112(3)). Los múltiples termopares (112(1)), (112(2)) y (112(3)) están dispuestos en un cuerpo envolvente (156) en relación de apilamiento separado a lo largo del eje del cuerpo envolvente (156). El cuerpo envolvente (156) puede ser fijado en una posición saliente hacia afuera, tal como las figuras 10 y 12, o bien el cuerpo envolvente (90) puede ser desplazado hacia adentro y hacia afuera de la posición saliente a modo de la caperuza (120) desplazable a modo de estilete anteriormente descrita (tal como se muestra en las figuras 13 y 14).
En una realización (tal como muestra la figura 17A), el cuerpo envolvente (156) comprende un cuerpo formado a partir de un compuesto de recubrimiento en masa convencional, tal como una goma de siliconas, adhesivo RTV, poliuretano, o resina epoxi, con una conductividad térmica menor que el tejido con el que está en contacto. En la realización mostrada, en la que la conductividad térmica del miocardio es de aproximadamente de 0,43 W/m K, los compuestos de masa envolvente, tales como goma de siliconas y poliuretano, por ejemplo, tienen conductividades térmicas respectivamente de 0,13 W/m K y 0,026 W/m K. La capacidad térmica relativamente baja de este material condiciona a los elementos (112(1))/(112(2))/(112(3)) a detectar cambios relativos localizados en el gradiente de temperatura del tejido a lo largo de la longitud del cuerpo envolvente (156). La detección del gradiente a temperatura relativa permite la identificación a lo largo del gradiente de la zona de temperatura máxima del tejido a efectos de control, si bien las temperaturas detectadas por los elementos (112(1))/(112(2))/(112(3)) no representarán directamente temperaturas reales del tejido.
Si se requiere una correspondencia más directa entre las temperaturas detectadas y reales, el cuerpo envolvente (156) (ver figura 17B) puede incluir unas bandas separadas entre sí (158(1)), (158(2)) y (158(3)) de un material térmicamente conductor que tiene una conductividad térmica bastante por encima del tejido con el que está en contacto, como mínimo, de 1,0 W/m K, tal como se ha descrito anteriormente. Las bandas separadas (158(1)), (158(2)) y (158(3)) establecen zonas localizadas de conductividad térmica entre elementos sensores individuales (112(1)), (112(2)) y (112(3)) y tejidos inmediatamente adyacentes a la banda respectiva. El material de aislamiento térmico (160) aísla sustancialmente las bandas separadas (112(1)), (112(2)) y (112(3)) entre sí con respecto al contacto de conductividad térmica. Las bandas aisladas térmicamente (112(1)), (112(2)) y (112(3)), cada una de ellas con una conductividad térmica relativamente alta, obtienen de manera más precisa el gradiente de temperaturas reales del tejido a lo largo de la longitud del cuerpo envolvente (156), que cuando se utilizan materiales con conductividades térmicas más bajas.
En cualquiera de las realizaciones, los termopares axialmente apilados de tipo múltiple (112(1)), (112(2)) y (112(3)) permiten al médico obtener y supervisar un perfil de condiciones de temperatura a diferentes profundidades por debajo de la superficie del tejido. El médico puede seleccionar manualmente, a efectos de control de ablación, el termopar situado en la zona de temperatura más caliente subsuperficial. De manera alternativa, un mecanismo de control automatizado puede comparar automáticamente las temperaturas de todos los termopares (112(1)), (112(2)) y (112(3)) y enviar el valor de temperatura subsuperficial más elevado con el objeto de control de la temperatura.
En la realización mostrada en la figura 18, un conjunto de elementos sensores de temperatura separados entre sí, de tipo múltiple (designados (110(1)), (110(2)) y (110(3))) sobresalen del electrodo refrigerado activamente (16) (que es de tipo de sistema abierto, con aberturas de salida (48) para el medio de refrigeración igual que el que se ha mostrado en las figuras 2A/B). Cada uno de los elementos sensores de temperatura (110(1)), (110(2)) y (110(3)) está preferentemente contenido dentro de una caperuza isotérmica (120), tal como se ha dado a conocer anteriormente y contiene un único termistor (112) (tal como se muestra en la figura 18), o termopares múltiples separados entre sí (del modo mostrado en las figuras 17A/B). El conjunto mostrado en la figura 18 permite al médico obtener y controlar un mapa espacial en las condiciones de temperatura subsuperficiales alrededor del electrodo (16) de manera activa. El médico puede seleccionar manualmente, a efectos de control de la ablación, el termistor de detección (o termopar, según sea el caso) situado en la zona de temperatura subsuperficial más elevada. De manera alternativa, un mecanismo de control automatizado puede comparar automáticamente temperaturas desde todos los termopares (110(1)), (110(2)) y (110(3)) y enviar el valor de temperatura superficial más elevado a efectos de control de temperatura. Cuando se utiliza el conjunto sensor múltiple mostrado en la figura 18, la orientación apropiada del electrodo (16), de manera general, perpendicular a la superficie del tejido, es menos crítica que cuando se utilizan realizaciones de sensor único.
La realización mostrada en la figura 20 incluye un mecanismo accionado a motor (162) para el avance del estilete (126). En esta realización, el mecanismo (162) incluye un controlador de realimentación (164) acoplado eléctricamente al elemento detector de temperatura (110). El controlador de realimentación (164) desplaza de manera incremental el estilete (126), tomando simultáneamente mediciones instantáneas de las condiciones de temperatura en cada incremento, para buscar la zona de tejidos subsuperficial en la que existen las condiciones de temperatura más elevadas. El controlador (164) envía el valor de temperatura más elevado que se ha detectado mientras ajusta incrementalmente la posición del elemento (110), del modo necesario para mantenerlo en la zona de temperatura subsuperficial más elevada.
Se pueden utilizar diferentes procesos de control para dar instrucciones de movimiento al estilete (126) para posicionar el elemento detector de temperatura (110) en la zona de mayor temperatura subsuperficial. Por ejemplo, se pueden utilizar principios de control proporcional, principios de control derivado integral proporcional (PID), control adaptativo, control neural y principios de control lógico difuso. La figura 22 muestra un proceso de control representativo (166) que puede utilizar el controlador (164) de realimentación.
Mientras se desplaza el estilete (126) por incrementos, el proceso (166) introduce las temperaturas instantáneas de tejido TT(t) muestreadas por el elemento (110) a un intervalo de tiempo preescrito \Deltat. \Deltat puede variar de acuerdo con el grado de exactitud y sensibilidad requeridos. Por ejemplo, \Deltat puede ser de 5 segundos.
El proceso (166) deduce una diferencia de temperatura \DeltaTT entre muestras sucesivas (\DeltaTT = TT(t) - TT(t-1)). El proceso (166) utiliza valores umbral de temperatura diferencial, de tipo grosero y fino, preescritos, respectivamente, E_{1} y E_{2}, para detectar la temperatura máxima del tejido. Los valores de umbral diferencial pueden variar también, en este caso, de acuerdo con la exactitud y sensibilidad requeridas. Por ejemplo, el valor de umbral diferencial grosero E_{1} puede ajustarse a 5ºC, y el valor de umbral diferencial fino E_{2} se puede ajustar a 1ºC.
Siempre que \DeltaTT supere el umbral diferencial grosero E1, el proceso (166) controla el avance incremental del estilete (126), desplazando el elemento (110) de manera más profunda hacia adentro del tejido. Cuando \DeltaTT iguala E1 o desciende por debajo del mismo, el proceso (166) empieza a controlar la retracción incremental del estilete (126) y del elemento (110), empezando a comparar \DeltaTT con el umbral diferencial fino E_{2}. El proceso (166) continúa controlando la retracción incremental del estilete (126) siempre que \DeltaTT \leq E1, hasta que \DeltaTT desciende por debajo de E_{2}, en cuyo momento el proceso (166) controla el estilete (126) para que se detenga durante el intervalo de tiempo determinado. El proceso (166) repite a continuación la secuencia anterior, para buscar y mantener el sensor (110) en la profundidad en la que existe la temperatura de tejido más elevada.
Preferentemente, el proceso (166) dispone también límites superiores absolutos para avanzar y retraer el estilete (126) y el elemento (110) dentro del tejido, de manera que el elemento (110) permanece dentro de una gama preescrita de profundidades para evitar penetración transmural (si es demasiado profundo) y pérdida de contacto con el tejido subsuperficial (si no es bastante profundo). Preferentemente, la velocidad de avance incremental o retracción debe ser más rápida que la velocidad de la onda térmica por delante del tejido.
El sistema (148) mostrado en la figura 19 es igual que el sistema (102) mostrado en la figura 9A. Igual que en el sistema (102), el electrodo de ablación refrigerado (16) lleva tres elementos detectores de temperatura (104), (106) y (108) para detectar T1, T_{IN} y T_{OUT}, respectivamente, tal como ya se ha descrito. A diferencia del sistema (102), en el sistema (148), el electrodo (16) de ablación refrigerado lleva por lo menos un elemento detector adicional de temperatura (110) para detectar la temperatura real del tejido.
En esta disposición, el controlador principal o maestro (98) recibe del médico, con intermedio del dispositivo de entrada (100), un valor deseado de temperatura TT_{SET}, una temperatura de electrodo deseada T1_{SET} y un P_{MAX}. Tal como se ha indicado anteriormente, el valor de temperatura predeterminada TT_{SET} representa la temperatura de tejido más elevada subsuperficial deseada que el médico desea mantener en el lugar de ablación, para controlar de esta manera la incidencia de microexplosiones. TT_{SET} puede comprender un valor fijo o una curva determinada lineal o no lineal de variación de una temperatura del tejido a lo largo del tiempo.
De manera similar, el valor T1_{SET} representa la temperatura más elevada para la masa térmica del electrodo (16) de ablación refrigerado, la cual, tal como se ha indicado anteriormente, se cree que se encuentra aproximadamente entre 10ºC y 25ºC.
El valor P_{MAX} es el nivel de potencia permitido más elevado, basado también en las consideraciones ya indicadas.
El controlador maestro o principal (98) compara periódicamente la temperatura de tejido máxima detectada T_{MAX} a TT_{SET}. Basándose en esta comparación, el controlador maestro (98) deduce la salida de potencia requerida, teniendo en cuenta P_{MAX}, mientras refrigera para mantener T1_{SET}. La salida de potencia requerida representa la magnitud de la potencia en radiofrecuencia que se debe suministrar al electrodo (16) para establecer y mantener la temperatura máxima deseada del tejido TT_{SET}.
De manera alternativa, el controlador maestro (98) podría mantener un nivel de potencia fijo por debajo de P_{MAX}, y ajustar la velocidad de refrigeración basándose en T_{MAX} detectado para conseguir TT_{SET}. Tal como se ha descrito anteriormente, el controlador maestro (98) puede controlar la velocidad de refrigeración dando instrucciones al controlador de temperatura (92) para ajustar la temperatura del medio de refrigeración a lo largo del tiempo, o dando instrucciones al controlador (94) de la bomba para ajustar el caudal del medio de refrigeración a lo largo del tiempo, o bien dando instrucciones a los controladores (92) y (94) en tándem para alcanzar el mismo resultado.
El modo en el que el controlador (98) deduce las instrucciones de control puede ser variable. Por ejemplo, puede utilizar principios de control proporcional, principios de control derivado integral proporcional (PID), control adaptativo, control neural, principios de control lógico difuso. Otros detalles de estos principios de control se dan a conocer en la solicitud de patente U.S.A. pendiente con la actual Nº 08/266.023, presentada en 27 de junio de 1994, y titulada "Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Time-Variable Set Point Temperature Curves for Monitoring and Control" ("Sistemas y métodos de calentamiento y ablación de tejidos, utilizando curvas de temperatura de punto de ajuste variable en el tiempo para supervisión y control").
En una implementación preferente, el controlador (98) dispone un valor para \ring{A} basado en la magnitud del valor de potencia requerida del momento, indicada por la condición T_{MAX} de temperatura de tejido detectada. Entonces, el controlador controla la velocidad de refrigeración para conseguir el valor predeterminado de \ring{A}. De esta manera, el controlador hace máximas las ventajas de la refrigeración del electrodo al valor de potencia solicitada.
Las realizaciones mostradas, que son preferentes, prevén la utilización de componentes controlados de microprocesador utilizando proceso digital para analizar la información y generar señales de realimentación. Se debe apreciar que se podrían utilizar otros circuitos de control lógico utilizando microrruptores, y/o puertas, inversores y similares, que serían equivalentes a los componentes controlados por microprocesador y a las técnicas que se han mostrado en las realizaciones preferentes.

Claims (18)

1. Aparato (10) para la ablación de tejidos corporales, que comprende un electrodo (16) para establecer contacto con tejidos en un interfaz tejido-electrodo para transmitir energía de ablación a un nivel de potencia determinable, un elemento (40) para eliminar calor del electrodo (16) a una velocidad determinada, y un elemento de proceso (98) para muestrear una condición operativa real, caracterizándose el aparato (10) porque:
el elemento de proceso (98) retiene una función que correlaciona una relación observada entre temperaturas de tejido T_{MAX} por debajo del interfaz tejido-electrodo y un conjunto de condiciones operativas predeterminadas compara la condición operativa real a la función, y deduce una predicción de temperatura máxima del tejido a partir de dicha comparación.
2. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el conjunto de condiciones operativas predeterminadas comprende un nivel de potencia al que el electrodo (16) transmite energía de ablación y una temperatura del electrodo (16).
3. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el conjunto de condiciones operativas predeterminadas comprende además una velocidad a la que se elimina calor del electrodo (16).
4. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) muestrea un nivel de potencia en el que el electrodo (16) transmite energía de ablación, y una temperatura del electrodo (16), y deduce de ellos la predicción de temperatura máxima del tejido.
5. Aparato (10), según la reivindicación 3, que comprende además:
un primer elemento detector (96) para medir la temperatura del electrodo (16); y
un segundo elemento sensor para medir el nivel de potencia al que el electrodo (16) transmite energía de ablación.
6. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) muestrea un nivel de potencia (P) para el cual el electrodo (16) transmite energía de ablación, una temperatura (T1) del electrodo (16), y una velocidad a la que se elimina calor del electrodo (16), y deduce de ellos la predicción de temperatura máxima del tejido.
7. Aparato (10), según la reivindicación 6, en el que el elemento (40) que elimina calor refrigera el electrodo (16) al dirigir un medio de refrigeración a establecer contacto de conducción térmica con el electrodo (16).
8. Aparato (10), según la reivindicación 7, en el que el elemento de proceso (98) detecta una velocidad a la que se elimina calor del electrodo (16) detectando variaciones de temperatura en el medio de refrigeración como resultado del contacto térmicamente conductor con el electrodo (16).
9. Aparato (10), según la reivindicación 8, que comprende además:
un primer elemento sensor (96) para medir la temperatura del electrodo (16);
un segundo elemento sensor para medir el nivel de potencia al que el electrodo (16) transmite energía de ablación; y
un tercer elemento sensor (106, 108) para medir variaciones de temperatura en el medio de refrigeración como resultado del contacto de conducción térmica con el electrodo (16).
10. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) genera una salida que se basa en la predicción de temperatura máxima del tejido.
11. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) controla un nivel de potencia (P) en el que el electrodo (16) transmite energía de ablación basada, por lo menos en parte, en la predicción de temperatura máxima del tejido.
12. Aparato (10), según la reivindicación 11, que comprende además un generador (12) adaptado para ser acoplado al electrodo (16) para suministrar energía al electrodo (16) para la ablación del tejido, en el que el elemento de proceso (98) está acoplado al generador (12) para controlar el nivel de potencia al que electrodo (16) transmite la energía de ablación.
13. Aparato (10), según la reivindicación 12, en el que el generador suministra energía de radiofrecuencia.
14. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) controla una velocidad a la que se elimina calor del electrodo (16) basándose, por lo menos en parte, en la predicción de temperatura máxima del tejido.
15. Aparato (10), según la reivindicación 14, en el que el elemento de proceso (98) está acoplado al elemento (40) que elimina calor para controlar la velocidad a la que se elimina calor del electrodo (16).
16. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento (40) que elimina calor refrigera el electrodo (16) dirigiendo medios de refrigeración para que establezca contacto de conducción térmica con el electrodo (16).
17. Aparato (10), según la reivindicación 16, en el que la velocidad de eliminación de calor se expresa como \ring{A}, en la que:
\ring{A} = c x \DeltaT x RATE (VELOCIDAD), de manera que
c es la capacidad calorífica del medio de refrigeración,
\DeltaT es la caída de temperatura del medio de refrigeración debido al contacto de conductividad térmica con el electrodo, y
VELOCIDAD ("RATE") es la velocidad de flujo másico del medio de refrigeración cuando establece contacto de conducción térmica con el electrodo.
18. Aparato (10), según la reivindicación 1, en el que el elemento de proceso (98) comprende un predictor de red neural (144).
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Families Citing this family (333)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050187599A1 (en) * 1994-05-06 2005-08-25 Hugh Sharkey Method and apparatus for controlled contraction of soft tissue
US6113591A (en) * 1994-06-27 2000-09-05 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue
US5897553A (en) 1995-11-02 1999-04-27 Medtronic, Inc. Ball point fluid-assisted electrocautery device
US6053912A (en) * 1995-05-01 2000-04-25 Ep Techonologies, Inc. Systems and methods for sensing sub-surface temperatures in body tissue during ablation with actively cooled electrodes
US6030379A (en) * 1995-05-01 2000-02-29 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for seeking sub-surface temperature conditions during tissue ablation
US6022346A (en) * 1995-06-07 2000-02-08 Ep Technologies, Inc. Tissue heating and ablation systems and methods using self-heated electrodes
US6293943B1 (en) 1995-06-07 2001-09-25 Ep Technologies, Inc. Tissue heating and ablation systems and methods which predict maximum tissue temperature
US6293942B1 (en) 1995-06-23 2001-09-25 Gyrus Medical Limited Electrosurgical generator method
JPH11507856A (ja) 1995-06-23 1999-07-13 ガイラス・メディカル・リミテッド 電気外科器具
US6780180B1 (en) 1995-06-23 2004-08-24 Gyrus Medical Limited Electrosurgical instrument
US7229436B2 (en) 1996-01-05 2007-06-12 Thermage, Inc. Method and kit for treatment of tissue
US7473251B2 (en) * 1996-01-05 2009-01-06 Thermage, Inc. Methods for creating tissue effect utilizing electromagnetic energy and a reverse thermal gradient
US7267675B2 (en) * 1996-01-05 2007-09-11 Thermage, Inc. RF device with thermo-electric cooler
US7115123B2 (en) * 1996-01-05 2006-10-03 Thermage, Inc. Handpiece with electrode and non-volatile memory
US20030212393A1 (en) * 1996-01-05 2003-11-13 Knowlton Edward W. Handpiece with RF electrode and non-volatile memory
US6013076A (en) 1996-01-09 2000-01-11 Gyrus Medical Limited Electrosurgical instrument
GB9612993D0 (en) 1996-06-20 1996-08-21 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical instrument
US6565561B1 (en) 1996-06-20 2003-05-20 Cyrus Medical Limited Electrosurgical instrument
DE19721362B4 (de) * 1997-04-01 2011-05-26 Axel Muntermann Vorrichtung und Eichverfahren zur Katheterablation
US7027869B2 (en) 1998-01-07 2006-04-11 Asthmatx, Inc. Method for treating an asthma attack
US7425212B1 (en) * 1998-06-10 2008-09-16 Asthmatx, Inc. Devices for modification of airways by transfer of energy
US6488673B1 (en) * 1997-04-07 2002-12-03 Broncus Technologies, Inc. Method of increasing gas exchange of a lung
US6634363B1 (en) 1997-04-07 2003-10-21 Broncus Technologies, Inc. Methods of treating lungs having reversible obstructive pulmonary disease
US7992572B2 (en) 1998-06-10 2011-08-09 Asthmatx, Inc. Methods of evaluating individuals having reversible obstructive pulmonary disease
US6033399A (en) * 1997-04-09 2000-03-07 Valleylab, Inc. Electrosurgical generator with adaptive power control
US5931807A (en) * 1997-04-10 1999-08-03 Sonique Surgical Systems, Inc. Microwave-assisted liposuction apparatus
US6024740A (en) 1997-07-08 2000-02-15 The Regents Of The University Of California Circumferential ablation device assembly
US5971983A (en) 1997-05-09 1999-10-26 The Regents Of The University Of California Tissue ablation device and method of use
US6012457A (en) 1997-07-08 2000-01-11 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
US8000764B2 (en) * 1997-06-20 2011-08-16 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Electrophysiology/ablation catheter having second passage
US20030109778A1 (en) * 1997-06-20 2003-06-12 Cardiac Assist Devices, Inc. Electrophysiology/ablation catheter and remote actuator therefor
US6514249B1 (en) 1997-07-08 2003-02-04 Atrionix, Inc. Positioning system and method for orienting an ablation element within a pulmonary vein ostium
US6997925B2 (en) * 1997-07-08 2006-02-14 Atrionx, Inc. Tissue ablation device assembly and method for electrically isolating a pulmonary vein ostium from an atrial wall
US6164283A (en) 1997-07-08 2000-12-26 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
US6652515B1 (en) 1997-07-08 2003-11-25 Atrionix, Inc. Tissue ablation device assembly and method for electrically isolating a pulmonary vein ostium from an atrial wall
US6500174B1 (en) 1997-07-08 2002-12-31 Atrionix, Inc. Circumferential ablation device assembly and methods of use and manufacture providing an ablative circumferential band along an expandable member
US6245064B1 (en) 1997-07-08 2001-06-12 Atrionix, Inc. Circumferential ablation device assembly
US7278994B2 (en) * 1997-07-18 2007-10-09 Gyrus Medical Limited Electrosurgical instrument
JP2001510067A (ja) 1997-07-18 2001-07-31 ガイラス・メディカル・リミテッド 電気外科用器具
GB2327352A (en) 1997-07-18 1999-01-27 Gyrus Medical Ltd Electrosurgical instrument
DE19739699A1 (de) * 1997-09-04 1999-03-11 Laser & Med Tech Gmbh Elektrodenanordnung zur elektro-thermischen Behandlung des menschlichen oder tierischen Körpers
US7921855B2 (en) 1998-01-07 2011-04-12 Asthmatx, Inc. Method for treating an asthma attack
ITFI980059A1 (it) * 1998-03-13 1999-09-13 El En Spa Metodo e dispositivo per il controllo della temperatura nel trattamento laser in odontoiatria
GB9807303D0 (en) 1998-04-03 1998-06-03 Gyrus Medical Ltd An electrode assembly for an electrosurgical instrument
US6216703B1 (en) 1998-05-08 2001-04-17 Thermatrx, Inc. Therapeutic prostatic thermotherapy
US7198635B2 (en) 2000-10-17 2007-04-03 Asthmatx, Inc. Modification of airways by application of energy
US8181656B2 (en) * 1998-06-10 2012-05-22 Asthmatx, Inc. Methods for treating airways
US7364577B2 (en) 2002-02-11 2008-04-29 Sherwood Services Ag Vessel sealing system
US7901400B2 (en) 1998-10-23 2011-03-08 Covidien Ag Method and system for controlling output of RF medical generator
US7137980B2 (en) 1998-10-23 2006-11-21 Sherwood Services Ag Method and system for controlling output of RF medical generator
US6607502B1 (en) 1998-11-25 2003-08-19 Atrionix, Inc. Apparatus and method incorporating an ultrasound transducer onto a delivery member
US6171275B1 (en) * 1998-12-03 2001-01-09 Cordis Webster, Inc. Irrigated split tip electrode catheter
AU2284100A (en) 1998-12-18 2000-07-12 Celon Ag Medical Instruments Electrode assembly for a surgical instrument provided for carrying out an electrothermal coagulation of tissue
US6758830B1 (en) 1999-05-11 2004-07-06 Atrionix, Inc. Catheter positioning system
ES2279757T3 (es) 1999-05-11 2007-09-01 Atrionix, Inc. Hilo de anclaje de balon.
US6852120B1 (en) 1999-08-10 2005-02-08 Biosense Webster, Inc Irrigation probe for ablation during open heart surgery
US6635057B2 (en) * 1999-12-02 2003-10-21 Olympus Optical Co. Ltd. Electric operation apparatus
US8048070B2 (en) * 2000-03-06 2011-11-01 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted medical devices, systems and methods
US7811282B2 (en) 2000-03-06 2010-10-12 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted electrosurgical devices, electrosurgical unit with pump and methods of use thereof
EP1263341B1 (en) 2000-03-06 2008-06-11 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid delivery system and controller for electrosurgical devices
US6558385B1 (en) 2000-09-22 2003-05-06 Tissuelink Medical, Inc. Fluid-assisted medical device
US6689131B2 (en) 2001-03-08 2004-02-10 Tissuelink Medical, Inc. Electrosurgical device having a tissue reduction sensor
US8251070B2 (en) 2000-03-27 2012-08-28 Asthmatx, Inc. Methods for treating airways
AU6321301A (en) 2000-05-16 2001-11-26 Atrionix Inc Apparatus and method incorporating an ultrasound transducer onto a delivery member
DE20009426U1 (de) 2000-05-26 2001-10-31 Desinger, Kai, Dr., 12157 Berlin Chirurgisches Instrument
AU2001266824B2 (en) 2000-06-13 2005-05-12 Atrionix, Inc. Surgical ablation probe for forming a circumferential lesion
US8256430B2 (en) 2001-06-15 2012-09-04 Monteris Medical, Inc. Hyperthermia treatment and probe therefor
US7104987B2 (en) 2000-10-17 2006-09-12 Asthmatx, Inc. Control system and process for application of energy to airway walls and other mediums
DE10128701B4 (de) * 2001-06-07 2005-06-23 Celon Ag Medical Instruments Sondenanordnung
US20020198520A1 (en) * 2001-06-20 2002-12-26 Scimed Life Systems, Inc. Irrigation sheath
AU2003209287A1 (en) * 2002-01-15 2003-07-30 The Regents Of The University Of California System and method providing directional ultrasound therapy to skeletal joints
EP1503685B1 (en) * 2002-01-23 2012-10-31 The Regents of The University of California Implantable thermal treatment apparatus
US8882755B2 (en) 2002-03-05 2014-11-11 Kimberly-Clark Inc. Electrosurgical device for treatment of tissue
US20040106896A1 (en) * 2002-11-29 2004-06-03 The Regents Of The University Of California System and method for forming a non-ablative cardiac conduction block
CA2487280A1 (en) * 2002-05-08 2003-11-20 The Regents Of The University Of California System and method for forming a substantially non-ablative cardiac conduction block
US6786202B2 (en) * 2002-09-24 2004-09-07 Caterpillar Inc Hydraulic pump circuit
US6907884B2 (en) 2002-09-30 2005-06-21 Depay Acromed, Inc. Method of straddling an intraosseous nerve
US8361067B2 (en) 2002-09-30 2013-01-29 Relievant Medsystems, Inc. Methods of therapeutically heating a vertebral body to treat back pain
US7258690B2 (en) 2003-03-28 2007-08-21 Relievant Medsystems, Inc. Windowed thermal ablation probe
US7306593B2 (en) * 2002-10-21 2007-12-11 Biosense, Inc. Prediction and assessment of ablation of cardiac tissue
EP1572020A4 (en) 2002-10-29 2006-05-03 Tissuelink Medical Inc LIQUID SUPPORTED ELECTRO SURGICAL SHEARS AND METHOD
US7317950B2 (en) * 2002-11-16 2008-01-08 The Regents Of The University Of California Cardiac stimulation system with delivery of conductive agent
US7044948B2 (en) 2002-12-10 2006-05-16 Sherwood Services Ag Circuit for controlling arc energy from an electrosurgical generator
WO2004098385A2 (en) 2003-05-01 2004-11-18 Sherwood Services Ag Method and system for programing and controlling an electrosurgical generator system
US20040226556A1 (en) 2003-05-13 2004-11-18 Deem Mark E. Apparatus for treating asthma using neurotoxin
DE10332564A1 (de) 2003-07-11 2005-01-27 Celon Ag Medical Instruments Chirurgische Sonde
CA2938411C (en) 2003-09-12 2019-03-05 Minnow Medical, Llc Selectable eccentric remodeling and/or ablation of atherosclerotic material
EP1676108B1 (en) 2003-10-23 2017-05-24 Covidien AG Thermocouple measurement circuit
US7396336B2 (en) 2003-10-30 2008-07-08 Sherwood Services Ag Switched resonant ultrasonic power amplifier system
US7131860B2 (en) * 2003-11-20 2006-11-07 Sherwood Services Ag Connector systems for electrosurgical generator
US7727232B1 (en) 2004-02-04 2010-06-01 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted medical devices and methods
US7238184B2 (en) * 2004-03-15 2007-07-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation probe with peltier effect thermal control
EP1761187B1 (en) 2004-05-17 2011-11-30 C.R. Bard, Inc. Irrigated catheter
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US7628786B2 (en) 2004-10-13 2009-12-08 Covidien Ag Universal foot switch contact port
US20060089637A1 (en) 2004-10-14 2006-04-27 Werneth Randell L Ablation catheter
US8617152B2 (en) 2004-11-15 2013-12-31 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation system with feedback
US7468062B2 (en) 2004-11-24 2008-12-23 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter adapted for treatment of septal wall arrhythmogenic foci and method of use
US7429261B2 (en) 2004-11-24 2008-09-30 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter and method of use
US7455670B2 (en) * 2005-01-14 2008-11-25 Co-Repair, Inc. System and method for the treatment of heart tissue
US20070156209A1 (en) * 2005-01-14 2007-07-05 Co-Repair, Inc. System for the treatment of heart tissue
US20070156210A1 (en) * 2005-01-14 2007-07-05 Co-Repair, Inc., A California Corporation Method for the treatment of heart tissue
US7918851B2 (en) * 2005-02-14 2011-04-05 Biosense Webster, Inc. Irrigated tip catheter and method for manufacturing therefor
US9474564B2 (en) * 2005-03-31 2016-10-25 Covidien Ag Method and system for compensating for external impedance of an energy carrying component when controlling an electrosurgical generator
AU2006239877B2 (en) 2005-04-21 2012-11-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Control methods and devices for energy delivery
US8932208B2 (en) 2005-05-26 2015-01-13 Maquet Cardiovascular Llc Apparatus and methods for performing minimally-invasive surgical procedures
US7850685B2 (en) 2005-06-20 2010-12-14 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation catheter
US7655003B2 (en) 2005-06-22 2010-02-02 Smith & Nephew, Inc. Electrosurgical power control
US8834461B2 (en) 2005-07-11 2014-09-16 Medtronic Ablation Frontiers Llc Low power tissue ablation system
US8657814B2 (en) 2005-08-22 2014-02-25 Medtronic Ablation Frontiers Llc User interface for tissue ablation system
US20070073277A1 (en) * 2005-09-16 2007-03-29 Medicalcv, Inc. Controlled guided ablation treatment
US8734438B2 (en) 2005-10-21 2014-05-27 Covidien Ag Circuit and method for reducing stored energy in an electrosurgical generator
US7947039B2 (en) 2005-12-12 2011-05-24 Covidien Ag Laparoscopic apparatus for performing electrosurgical procedures
CA2574935A1 (en) 2006-01-24 2007-07-24 Sherwood Services Ag A method and system for controlling an output of a radio-frequency medical generator having an impedance based control algorithm
US8685016B2 (en) 2006-01-24 2014-04-01 Covidien Ag System and method for tissue sealing
US7513896B2 (en) 2006-01-24 2009-04-07 Covidien Ag Dual synchro-resonant electrosurgical apparatus with bi-directional magnetic coupling
CA2574934C (en) 2006-01-24 2015-12-29 Sherwood Services Ag System and method for closed loop monitoring of monopolar electrosurgical apparatus
US8216223B2 (en) 2006-01-24 2012-07-10 Covidien Ag System and method for tissue sealing
US8147485B2 (en) 2006-01-24 2012-04-03 Covidien Ag System and method for tissue sealing
EP2289446B1 (en) * 2006-01-24 2017-05-31 Covidien AG System for tissue sealing
US9186200B2 (en) 2006-01-24 2015-11-17 Covidien Ag System and method for tissue sealing
US7651493B2 (en) 2006-03-03 2010-01-26 Covidien Ag System and method for controlling electrosurgical snares
US7651492B2 (en) 2006-04-24 2010-01-26 Covidien Ag Arc based adaptive control system for an electrosurgical unit
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
ES2928065T3 (es) 2006-06-28 2022-11-15 Medtronic Ardian Luxembourg Sistemas de neuromodulación renal inducida térmicamente
US7794457B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Covidien Ag Transformer for RF voltage sensing
EP2076193A4 (en) 2006-10-18 2010-02-03 Minnow Medical Inc MATCHED RF-ENERGY AND ELECTRO-TISSUE CHARACTERIZATION FOR THE SELECTIVE TREATMENT OF TARGET TISSUE
EP2455034B1 (en) 2006-10-18 2017-07-19 Vessix Vascular, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
AU2007310986B2 (en) 2006-10-18 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Inducing desirable temperature effects on body tissue
US8777941B2 (en) 2007-05-10 2014-07-15 Covidien Lp Adjustable impedance electrosurgical electrodes
US8641704B2 (en) 2007-05-11 2014-02-04 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation
US7834484B2 (en) 2007-07-16 2010-11-16 Tyco Healthcare Group Lp Connection cable and method for activating a voltage-controlled generator
AU2008279121B2 (en) 2007-07-24 2013-09-19 Boston Scientific Scimed, Inc. System and method for controlling power based on impedance detection, such as controlling power to tissue treatment devices
US8216220B2 (en) 2007-09-07 2012-07-10 Tyco Healthcare Group Lp System and method for transmission of combined data stream
US8512332B2 (en) 2007-09-21 2013-08-20 Covidien Lp Real-time arc control in electrosurgical generators
JP2010540160A (ja) 2007-10-05 2010-12-24 マッケ カーディオバスキュラー，エルエルシー 最小限に侵襲的な外科的処置のための装置および方法
EP2211981A1 (en) * 2007-10-09 2010-08-04 Boston Scientific Limited Electrophysiology electrodes and apparatus including the same
US20090149930A1 (en) * 2007-12-07 2009-06-11 Thermage, Inc. Apparatus and methods for cooling a treatment apparatus configured to non-invasively deliver electromagnetic energy to a patient's tissue
US8106829B2 (en) * 2007-12-12 2012-01-31 Broadcom Corporation Method and system for an integrated antenna and antenna management
US8998892B2 (en) 2007-12-21 2015-04-07 Atricure, Inc. Ablation device with cooled electrodes and methods of use
US8353907B2 (en) * 2007-12-21 2013-01-15 Atricure, Inc. Ablation device with internally cooled electrodes
US8483831B1 (en) 2008-02-15 2013-07-09 Holaira, Inc. System and method for bronchial dilation
US20090248011A1 (en) * 2008-02-28 2009-10-01 Hlavka Edwin J Chronic venous insufficiency treatment
US8257349B2 (en) * 2008-03-28 2012-09-04 Tyco Healthcare Group Lp Electrosurgical apparatus with predictive RF source control
US8515553B2 (en) * 2008-04-28 2013-08-20 Thermage, Inc. Methods and apparatus for predictively controlling the temperature of a coolant delivered to a treatment device
AU2009244058B2 (en) 2008-05-09 2015-07-02 Nuvaira, Inc Systems, assemblies, and methods for treating a bronchial tree
US8226639B2 (en) 2008-06-10 2012-07-24 Tyco Healthcare Group Lp System and method for output control of electrosurgical generator
US8285392B2 (en) * 2008-06-19 2012-10-09 Thermage, Inc. Leakage-resistant tissue treatment apparatus and methods of using such tissue treatment apparatus
US8121704B2 (en) * 2008-06-19 2012-02-21 Thermage, Inc. Leakage-resistant tissue treatment apparatus and methods of using same
US8882761B2 (en) * 2008-07-15 2014-11-11 Catheffects, Inc. Catheter and method for improved ablation
US9675411B2 (en) * 2008-07-15 2017-06-13 Biosense Webster, Inc. Catheter with perforated tip
US10028753B2 (en) 2008-09-26 2018-07-24 Relievant Medsystems, Inc. Spine treatment kits
JP5688022B2 (ja) 2008-09-26 2015-03-25 リリーバント メドシステムズ、インコーポレイテッド 骨の内部を通って器具を誘導するためのシステムおよび方法
US9795442B2 (en) 2008-11-11 2017-10-24 Shifamed Holdings, Llc Ablation catheters
US8295902B2 (en) * 2008-11-11 2012-10-23 Shifamed Holdings, Llc Low profile electrode assembly
CN102271603A (zh) 2008-11-17 2011-12-07 明诺医学股份有限公司 得知或未得知组织形态的选择性能量积累
US9757189B2 (en) * 2008-12-03 2017-09-12 Biosense Webster, Inc. Prevention of kinks in catheter irrigation tubes
US8262652B2 (en) 2009-01-12 2012-09-11 Tyco Healthcare Group Lp Imaginary impedance process monitoring and intelligent shut-off
WO2010093603A1 (en) * 2009-02-11 2010-08-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Insulated ablation catheter devices and methods of use
JP5786108B2 (ja) 2009-05-08 2015-09-30 セント・ジュード・メディカル・ルクセンブルク・ホールディング・エスエーアールエル カテーテルアブレーション治療において病変部サイズを制御するための方法および装置
US9393068B1 (en) 2009-05-08 2016-07-19 St. Jude Medical International Holding S.À R.L. Method for predicting the probability of steam pop in RF ablation therapy
AU2010266027B2 (en) * 2009-06-24 2015-05-07 Shifamed Holdings, Llc Steerable medical delivery devices and methods of use
US8932282B2 (en) 2009-08-03 2015-01-13 Covidien Lp Power level transitioning in a surgical instrument
US8979871B2 (en) 2009-08-13 2015-03-17 Monteris Medical Corporation Image-guided therapy of a tissue
GB2474058B (en) * 2009-10-02 2014-10-01 Creo Medical Ltd Cosmetic Surgery Apparatus
WO2011056684A2 (en) 2009-10-27 2011-05-12 Innovative Pulmonary Solutions, Inc. Delivery devices with coolable energy emitting assemblies
US8911439B2 (en) 2009-11-11 2014-12-16 Holaira, Inc. Non-invasive and minimally invasive denervation methods and systems for performing the same
US9149328B2 (en) 2009-11-11 2015-10-06 Holaira, Inc. Systems, apparatuses, and methods for treating tissue and controlling stenosis
DE102009053470A1 (de) * 2009-11-16 2011-05-26 Siemens Aktiengesellschaft Thermische Ablationsvorrichtung, Katheter sowie Verfahren zur Durchführung einer thermischen Ablation
US8668686B2 (en) * 2009-12-23 2014-03-11 Biosense Webster (Israel) Ltd. Sensing contact of ablation catheter using differential temperature measurements
US9980772B2 (en) 2010-03-10 2018-05-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter
WO2011119857A2 (en) 2010-03-24 2011-09-29 Shifamed, Llc Intravascular tissue disruption
KR20130108067A (ko) 2010-04-09 2013-10-02 베식스 바스큘라 인코포레이티드 조직 치료를 위한 발전 및 제어 장치
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
US9949791B2 (en) * 2010-04-26 2018-04-24 Biosense Webster, Inc. Irrigated catheter with internal position sensor
US9510894B2 (en) 2010-04-28 2016-12-06 Biosense Webster (Israel) Ltd. Irrigated ablation catheter having irrigation ports with reduced hydraulic resistance
US9943363B2 (en) * 2010-04-28 2018-04-17 Biosense Webster, Inc. Irrigated ablation catheter with improved fluid flow
US9943362B2 (en) * 2010-04-28 2018-04-17 Biosense Webster, Inc. Irrigated ablation catheter with improved fluid flow
US8834388B2 (en) 2010-04-30 2014-09-16 Medtronic Ablation Frontiers Llc Method and apparatus to regulate a tissue temperature
WO2011143468A2 (en) 2010-05-12 2011-11-17 Shifamed, Llc Low profile electrode assembly
US9655677B2 (en) 2010-05-12 2017-05-23 Shifamed Holdings, Llc Ablation catheters including a balloon and electrodes
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US20120065630A1 (en) 2010-09-15 2012-03-15 Nir Berzak Cryosurgical instrument for treating large volume of tissue
CN103313671B (zh) 2010-10-25 2017-06-06 美敦力Af卢森堡有限责任公司 用于神经调节治疗的估算及反馈的装置、系统及方法
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US8986303B2 (en) 2010-11-09 2015-03-24 Biosense Webster, Inc. Catheter with liquid-cooled control handle
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
US9737353B2 (en) 2010-12-16 2017-08-22 Biosense Webster (Israel) Ltd. System for controlling tissue ablation using temperature sensors
US10405920B2 (en) 2016-01-25 2019-09-10 Biosense Webster (Israel) Ltd. Temperature controlled short duration ablation
US10292763B2 (en) 2016-01-25 2019-05-21 Biosense Webster (Israel) Ltd. Temperature controlled short duration ablation
US9788891B2 (en) 2010-12-28 2017-10-17 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Ablation electrode assemblies and methods for using same
US9855094B2 (en) 2010-12-28 2018-01-02 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Multi-rate fluid flow and variable power delivery for ablation electrode assemblies used in catheter ablation procedures
US8979840B2 (en) 2010-12-17 2015-03-17 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Irrigant distribution system for flexible electrodes
US8814857B2 (en) * 2010-12-17 2014-08-26 St. Jude Medical, Atrial Filbrillation Division, Inc. Irrigated ablation electrode assemblies
US9149327B2 (en) 2010-12-27 2015-10-06 St. Jude Medical Luxembourg Holding S.À.R.L. Prediction of atrial wall electrical reconnection based on contact force measured during RF ablation
CN105662421B (zh) 2010-12-27 2019-04-19 圣犹达医疗用品卢森堡控股有限公司 基于射频消融过程中测得接触力的心房壁电重联预测方法
WO2012100095A1 (en) 2011-01-19 2012-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US20120232549A1 (en) * 2011-03-09 2012-09-13 Vivant Medical, Inc. Systems for thermal-feedback-controlled rate of fluid flow to fluid-cooled antenna assembly and methods of directing energy to tissue using same
US10335230B2 (en) 2011-03-09 2019-07-02 Covidien Lp Systems for thermal-feedback-controlled rate of fluid flow to fluid-cooled antenna assembly and methods of directing energy to tissue using same
WO2012142291A1 (en) 2011-04-12 2012-10-18 Thermedical, Inc. Devices and methods for shaping therapy in fluid enhanced ablation
JP6527329B2 (ja) 2011-05-03 2019-06-05 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 操縦可能な送達シース
AU2012202857B2 (en) * 2011-05-23 2014-10-30 Biosense Webster (Israel), Ltd. Monitoring tissue temperature while using an irrigated catheter
US9055951B2 (en) * 2011-05-23 2015-06-16 Covidien Lp Endovascular tissue removal device
WO2013013156A2 (en) 2011-07-20 2013-01-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Percutaneous devices and methods to visualize, target and ablate nerves
JP6106669B2 (ja) 2011-07-22 2017-04-05 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． ヘリカル・ガイド内に配置可能な神経調節要素を有する神経調節システム
WO2013055826A1 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
WO2013055815A1 (en) 2011-10-11 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Off -wall electrode device for nerve modulation
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
WO2013058962A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US9079000B2 (en) 2011-10-18 2015-07-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
CN108095821B (zh) 2011-11-08 2021-05-25 波士顿科学西美德公司 孔部肾神经消融
EP2779929A1 (en) 2011-11-15 2014-09-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
US9254397B2 (en) 2011-11-22 2016-02-09 National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology Plasma evaluation apparatus
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
CA2859989C (en) 2011-12-23 2020-03-24 Vessix Vascular, Inc. Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage
CN104135958B (zh) 2011-12-28 2017-05-03 波士顿科学西美德公司 用有聚合物消融元件的新消融导管调变神经的装置和方法
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
WO2013101772A1 (en) 2011-12-30 2013-07-04 Relievant Medsystems, Inc. Systems and methods for treating back pain
US8961550B2 (en) 2012-04-17 2015-02-24 Indian Wells Medical, Inc. Steerable endoluminal punch
US10660703B2 (en) 2012-05-08 2020-05-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US9770293B2 (en) 2012-06-04 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems and methods for treating tissue of a passageway within a body
US8986300B2 (en) * 2012-06-25 2015-03-24 Biosense Webster (Israel) Ltd. Irrigated electrodes with enhanced heat conduction
WO2014018153A1 (en) 2012-07-24 2014-01-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrodes for tissue treatment
US10022176B2 (en) 2012-08-15 2018-07-17 Thermedical, Inc. Low profile fluid enhanced ablation therapy devices and methods
WO2014032016A1 (en) 2012-08-24 2014-02-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular catheter with a balloon comprising separate microporous regions
US10588691B2 (en) 2012-09-12 2020-03-17 Relievant Medsystems, Inc. Radiofrequency ablation of tissue within a vertebral body
CN104780859B (zh) 2012-09-17 2017-07-25 波士顿科学西美德公司 用于肾神经调节的自定位电极系统及方法
US10549127B2 (en) 2012-09-21 2020-02-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
US10398464B2 (en) 2012-09-21 2019-09-03 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
JP6074051B2 (ja) 2012-10-10 2017-02-01 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 血管内神経変調システム及び医療用デバイス
US9272132B2 (en) 2012-11-02 2016-03-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device for treating airways and related methods of use
CA2889478C (en) 2012-11-05 2020-11-24 Relievant Medsystems, Inc. Systems and methods for creating curved paths through bone and modulating nerves within the bone
US9283374B2 (en) 2012-11-05 2016-03-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for delivering energy to body lumens
US9445725B2 (en) * 2012-12-17 2016-09-20 Biosense Webster (Israel) Ltd. Irrigated catheter tip with temperature sensor array
US9398933B2 (en) 2012-12-27 2016-07-26 Holaira, Inc. Methods for improving drug efficacy including a combination of drug administration and nerve modulation
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9693821B2 (en) 2013-03-11 2017-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US9610396B2 (en) 2013-03-15 2017-04-04 Thermedical, Inc. Systems and methods for visualizing fluid enhanced ablation therapy
US9033972B2 (en) 2013-03-15 2015-05-19 Thermedical, Inc. Methods and devices for fluid enhanced microwave ablation therapy
EP2967711B1 (en) 2013-03-15 2020-05-06 Cynosure, LLC Electrosurgical instruments with multimodes of operation
EP2967734B1 (en) 2013-03-15 2019-05-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage
US9297845B2 (en) 2013-03-15 2016-03-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices and methods for treatment of hypertension that utilize impedance compensation
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
US10349824B2 (en) 2013-04-08 2019-07-16 Apama Medical, Inc. Tissue mapping and visualization systems
KR20150140760A (ko) 2013-04-08 2015-12-16 아파마 메디칼, 인크. 심장 절제 카테터 및 그의 사용 방법
US10098694B2 (en) 2013-04-08 2018-10-16 Apama Medical, Inc. Tissue ablation and monitoring thereof
US10022182B2 (en) 2013-06-21 2018-07-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts
CN105473091B (zh) 2013-06-21 2020-01-21 波士顿科学国际有限公司 具有可一起移动的电极支撑件的肾脏去神经球囊导管
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
US9833283B2 (en) 2013-07-01 2017-12-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
WO2015006573A1 (en) 2013-07-11 2015-01-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with stretchable electrode assemblies
WO2015006480A1 (en) 2013-07-11 2015-01-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation
US9925001B2 (en) 2013-07-19 2018-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
EP3024405A1 (en) 2013-07-22 2016-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation catheter having twist balloon
JP2016527959A (ja) 2013-07-22 2016-09-15 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 腎神経アブレーション用医療器具
US9872719B2 (en) 2013-07-24 2018-01-23 Covidien Lp Systems and methods for generating electrosurgical energy using a multistage power converter
US9655670B2 (en) 2013-07-29 2017-05-23 Covidien Lp Systems and methods for measuring tissue impedance through an electrosurgical cable
CN105338917B (zh) 2013-08-02 2018-02-06 奥林巴斯株式会社 生物体组织接合系统、处置器具控制装置
US9724151B2 (en) 2013-08-08 2017-08-08 Relievant Medsystems, Inc. Modulating nerves within bone using bone fasteners
EP3335658B1 (en) 2013-08-09 2020-04-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Expandable catheter
WO2015027096A1 (en) 2013-08-22 2015-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible circuit having improved adhesion to a renal nerve modulation balloon
US9895194B2 (en) 2013-09-04 2018-02-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Radio frequency (RF) balloon catheter having flushing and cooling capability
EP3043733A1 (en) 2013-09-13 2016-07-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation balloon with vapor deposited cover layer
EP3057488B1 (en) 2013-10-14 2018-05-16 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
AU2014334574B2 (en) 2013-10-15 2017-07-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device balloon
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
CN105636538B (zh) 2013-10-18 2019-01-15 波士顿科学国际有限公司 具有柔性导线的球囊导管及其使用和制造的相关方法
US10433902B2 (en) 2013-10-23 2019-10-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Current control methods and systems
JP2016534842A (ja) 2013-10-25 2016-11-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 除神経フレックス回路における埋め込み熱電対
JP6203951B2 (ja) 2013-10-31 2017-09-27 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 局所一致を使用する高解像度マッピング用の医療用デバイス
US10076258B2 (en) 2013-11-01 2018-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Cardiac mapping using latency interpolation
JP6382989B2 (ja) 2014-01-06 2018-08-29 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 耐引き裂き性フレキシブル回路アセンブリを備える医療デバイス
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
US9907609B2 (en) 2014-02-04 2018-03-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Alternative placement of thermal sensors on bipolar electrode
WO2015134276A1 (en) 2014-03-07 2015-09-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for mapping cardiac tissue
WO2015138167A1 (en) 2014-03-11 2015-09-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for mapping cardiac tissue
US10675113B2 (en) 2014-03-18 2020-06-09 Monteris Medical Corporation Automated therapy of a three-dimensional tissue region
US9433383B2 (en) 2014-03-18 2016-09-06 Monteris Medical Corporation Image-guided therapy of a tissue
US9504484B2 (en) 2014-03-18 2016-11-29 Monteris Medical Corporation Image-guided therapy of a tissue
US10022183B2 (en) 2014-04-01 2018-07-17 Innovations In Medicine, Llc Temperature-responsive irrigated ablation electrode with reduced coolant flow and related methods for making and using
US10610292B2 (en) 2014-04-25 2020-04-07 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems, and methods for monitoring and/or controlling deployment of a neuromodulation element within a body lumen and related technology
JP2017529169A (ja) 2014-10-13 2017-10-05 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． ミニ電極を用いた組織の診断および治療
US10603105B2 (en) 2014-10-24 2020-03-31 Boston Scientific Scimed Inc Medical devices with a flexible electrode assembly coupled to an ablation tip
EP3220841B1 (en) 2014-11-19 2023-01-25 EPiX Therapeutics, Inc. High-resolution mapping of tissue with pacing
CN107148249B (zh) 2014-11-19 2022-02-22 Epix 疗法公司 使用高分辨率电极组件的消融装置、系统和方法
WO2016081606A1 (en) 2014-11-19 2016-05-26 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Systems and methods for high-resolution mapping of tissue
US9636164B2 (en) 2015-03-25 2017-05-02 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Contact sensing systems and methods
EP3274037B1 (en) 2015-03-27 2021-11-03 Kalila Medical, Inc. Steerable medical devices
US10327830B2 (en) 2015-04-01 2019-06-25 Monteris Medical Corporation Cryotherapy, thermal therapy, temperature modulation therapy, and probe apparatus therefor
WO2016172706A1 (en) 2015-04-24 2016-10-27 Shifamed Holdings, Llc Steerable medical devices, systems, and methods of use
US10933221B2 (en) 2015-11-09 2021-03-02 Kalila Medical, Inc. Steering assemblies for medical devices, and methods of use
CN108348146A (zh) 2015-11-16 2018-07-31 阿帕玛医疗公司 能量传递装置
WO2017160808A1 (en) 2016-03-15 2017-09-21 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Improved devices, systems and methods for irrigated ablation
GB2551117A (en) * 2016-05-31 2017-12-13 Creo Medical Ltd Electrosurgical apparatus and method
US9743984B1 (en) 2016-08-11 2017-08-29 Thermedical, Inc. Devices and methods for delivering fluid to tissue during ablation therapy
US11432870B2 (en) 2016-10-04 2022-09-06 Avent, Inc. Cooled RF probes
IL255845B (en) * 2016-12-20 2021-01-31 Biosense Webster Israel Ltd Temperature estimation during ablation
US11278350B2 (en) 2017-02-10 2022-03-22 Biosense Webster (Israel) Ltd. Estimation of tissue thickness
WO2018200865A1 (en) 2017-04-27 2018-11-01 Epix Therapeutics, Inc. Determining nature of contact between catheter tip and tissue
EP3687430A4 (en) 2017-09-25 2021-09-01 Sirona Medical Technologies, Inc. CATHETER AND PROCEDURE FOR IMPROVED FLUSHING
US12082917B2 (en) 2018-01-24 2024-09-10 Medtronic Ireland Manufacturing Unlimited Company Systems, devices, and methods for assessing efficacy of renal neuromodulation therapy
WO2019157076A1 (en) * 2018-02-07 2019-08-15 Cynosure, Inc. Methods and apparatus for controlled rf treatments and rf generator system
JP2019170466A (ja) * 2018-03-27 2019-10-10 日本ライフライン株式会社 アブレーションデバイス
US11083871B2 (en) 2018-05-03 2021-08-10 Thermedical, Inc. Selectively deployable catheter ablation devices
US11065058B2 (en) 2018-05-23 2021-07-20 Biosense Webster (Israel) Ltd. Using a predetermined ablation-current profile
US11918277B2 (en) 2018-07-16 2024-03-05 Thermedical, Inc. Inferred maximum temperature monitoring for irrigated ablation therapy
US11172984B2 (en) 2019-05-03 2021-11-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Device, system and method to ablate cardiac tissue
USD1005484S1 (en) 2019-07-19 2023-11-21 Cynosure, Llc Handheld medical instrument and docking base
US12042215B2 (en) 2019-07-26 2024-07-23 Biosense Webster (Israel) Ltd. Myocardial tissue ablation with narrow temperature variation
CA3150339A1 (en) 2019-09-12 2021-03-18 Brian W. Donovan TISSUE MODULATION SYSTEMS AND METHODS
US11903638B2 (en) * 2019-12-11 2024-02-20 Biosense Webster (Israel) Ltd. Regulating delivery of irreversible electroporation pulses according to transferred energy
US12082876B1 (en) 2020-09-28 2024-09-10 Relievant Medsystems, Inc. Introducer drill
AU2021409967A1 (en) 2020-12-22 2023-08-03 Relievant Medsystems, Inc. Prediction of candidates for spinal neuromodulation
WO2022155334A1 (en) * 2021-01-14 2022-07-21 Medtronic Holding Company Sárl Ablation devices and methods of manufacturing the same
US20240099769A1 (en) * 2022-09-28 2024-03-28 Virender K. Sharma Methods and Systems for Thermal Enhancement of Electroporation

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US286937A (en) 1883-10-16 Electrical-wire insulator
US266023A (en) 1882-10-17 Govak p
US5073167A (en) * 1987-06-26 1991-12-17 M/A-Com, Inc. In-line microwave warming apparatus
US4860744A (en) * 1987-11-02 1989-08-29 Raj K. Anand Thermoelectrically controlled heat medical catheter
JPH01139081A (ja) * 1987-11-27 1989-05-31 Olympus Optical Co Ltd レーザ光照射装置
US4907589A (en) * 1988-04-29 1990-03-13 Cosman Eric R Automatic over-temperature control apparatus for a therapeutic heating device
US4998933A (en) * 1988-06-10 1991-03-12 Advanced Angioplasty Products, Inc. Thermal angioplasty catheter and method
US4955377A (en) * 1988-10-28 1990-09-11 Lennox Charles D Device and method for heating tissue in a patient's body
US4966597A (en) * 1988-11-04 1990-10-30 Cosman Eric R Thermometric cardiac tissue ablation electrode with ultra-sensitive temperature detection
FR2639238B1 (fr) * 1988-11-21 1991-02-22 Technomed Int Sa Appareil de traitement chirurgical de tissus par hyperthermie, de preference la prostate, comprenant des moyens de protection thermique comprenant de preference des moyens formant ecran radioreflechissant
US5057105A (en) * 1989-08-28 1991-10-15 The University Of Kansas Med Center Hot tip catheter assembly
US5122137A (en) * 1990-04-27 1992-06-16 Boston Scientific Corporation Temperature controlled rf coagulation
US5180896A (en) * 1990-10-11 1993-01-19 University Of Florida System and method for in-line heating of medical fluid
AU3067292A (en) * 1991-11-08 1993-06-07 Ep Technologies Inc Ablation electrode with insulated temperature sensing elements
MX9300607A (es) * 1992-02-06 1993-10-01 American Med Syst Aparato y metodo para tratamiento intersticial.
US5330518A (en) * 1992-03-06 1994-07-19 Urologix, Inc. Method for treating interstitial tissue associated with microwave thermal therapy
WO1994002077A2 (en) * 1992-07-15 1994-02-03 Angelase, Inc. Ablation catheter system
EP0719113A1 (en) * 1992-11-13 1996-07-03 American Cardiac Ablation Co., Inc. Fluid cooled electrosurgical probe
US5342357A (en) * 1992-11-13 1994-08-30 American Cardiac Ablation Co., Inc. Fluid cooled electrosurgical cauterization system
US5334193A (en) * 1992-11-13 1994-08-02 American Cardiac Ablation Co., Inc. Fluid cooled ablation catheter
US5348554A (en) * 1992-12-01 1994-09-20 Cardiac Pathways Corporation Catheter for RF ablation with cooled electrode
US5431649A (en) * 1993-08-27 1995-07-11 Medtronic, Inc. Method and apparatus for R-F ablation
US5348544A (en) * 1993-11-24 1994-09-20 Becton, Dickinson And Company Single-handedly actuatable safety shield for needles

Also Published As

Publication number Publication date
JP2008080152A (ja) 2008-04-10
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