ES2628101T3 - Cortadora quirúrgica de corriente continua - Google Patents

Abstract

A un instrumento de corte de implante quirúrgico de construcción bipolar que opera con corriente continua con un cabezal (1), en el que al menos están dispuestos dos sectores de instrumentos opuestos (2) definiéndose entre ellos una hendidura de corte (4), que se extiende longitudinalmente por el instrumento para recibir un implante eléctrico conductor o parte de un implante (18), donde los lados longitudinales de al menos dos instrumentos - sectores longitudinales (2) que se miran entre ellos, forman, respectivamente, un electrodo (10) o están equipados, respectivamente, con al menos un electrodo (10), siendo necesario, además, un medio de control de corriente que esté adaptado para someter a los electrodos con la aplicación de una corriente continua de potencia predeterminada o ajustable, caracterizado por que los electrodos (10) están conformados de manera que reciben en sus lados, que se miran entre ellos, un contacto puntual, y además el dispositivo de control de la corriente está diseñado para someter los electrodos a una corriente continua en una manera sincronizada o pulsada, de modo que una cantidad de corriente que se suministra en un pulso de corriente mínimo sea suficiente para fundir por fuera el alambre, que está en contacto con los electrodos, en los puntos de contacto entre los electrodos y el alambre.

Description

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DESCRIPCION

Cortadora quirurgica de corriente continua

La presente invencion se refiere a un dispositivo quirurgico de corte para la fragmentacion con corriente continua de implantes metalicos de pared delgada y/o en forma de alambre.

En la endoscop^a se utilizan especialmente a menudo las llamadas endoprotesis, por ejemplo, para la terapia de constricciones, perforaciones y fistulas en el tracto digestivo de un paciente. Tales endoprotesis son tubos trenzados que, comprimidos o plegados a un tamano mmimo, se dirigen a traves de un endoscopio introducido o un trocar al destino requerido para luego ser aplicados.

Aquellas endoprotesis que son previstas para cubrir las fistulas o las perforaciones en las paredes de los organos, tienen a menudo una membrana de silicona entre su malla de alambre. Esto evita que, entre otras cosas, los jugos digestivos y/o bacterias entren en la perforacion o fistula y ah causen inflamaciones o dificulten o impidan el proceso de curacion.

Sin embargo, las endoprotesis de este tipo pueden, en particular, crecer en el tejido de los organos cuando deben permanecer en el sector durante un penodo mas largo, por lo que se tendnan que retirar del tejido parcialmente con fuerza, con lo cual, naturalmente, podnan aparecer complicaciones, como por ejemplo, la nueva generacion de una lesion y, en el peor de los casos, una perforacion.

Los implantes que son extrafdos posteriormente no solo se relacionan a las endoprotesis trenzadas segun la descripcion anterior, sino tambien a clips de tejido para el anclaje temporal de diversas sondas de medicion en una cavidad de organo o para el cierre de perforaciones de organos, como por ejemplo, las que pueden surgir en la extraccion de los polipos del tracto digestivo de un paciente. Tambien existen anclas de tejido o pasadores en forma de gancho, cuyas extensiones pueden penetrar en un tejido de organo y despues de un breve periodo de tiempo crecer hacia dentro.

Para poder extraer este tipo de implantes de los pacientes sin peligro, existe la necesidad fundamental de un instrumento que facilite la extirpacion del respectivo implante a traves del corte (diseccion) del material del implante y asf evitar posibles complicaciones. Sin embargo, como anteriormente se ha indicado, tales implantes, que principalmente estan hechos de metal o una aleacion metalica y estan disenados por lo general para soportar cargas especiales, son herramientas mecanicas de corte como las llamadas tijeras endoscopicas, HFSchlingen, APC, etc. en realidad utilizables, pero, inadecuadas.

Se ha podido comprobar, sin embargo, que tal instrumento quirurgico solo puede ser usado para fines especiales (retirada de implantes metalicos), que permite que el material del implante sea destruido (fragmentado) preferiblemente en segmentos por accion de una fundicion parcial. Para esto ya fueron propuestos, segun el ultimo estado de la tecnica, instrumentos de alta frecuencia del tipo de construccion bipolar, uno de los cuales, por ejemplo, es conocido a partir de WO 2008/090003 A1.

El presente instrumento bipolar descrito en este documento sirve para el acortamiento y/o fragmentacion controlada endoscopicamente de endoprotesis que se encuentran en el tracto gastrointestinal, traqueobronquial o en las cavidades de otros organos y tienen en el cabezal distal del instrumento dos sectores fijos conectados entre sf, mejor dicho, relativamente juntos e inmoviles, que entre ellos definen una brecha que se angosta en direccion proximal en forma de V. A una distancia axial en el extremo proximal de la brecha en forma de V se encuentra un electrodo que esta montado en el cabezal del instrumento o a los sectores de una manera electricamente aislada.

Cuando el cabezal del instrumento, por ejemplo, se mueve contra una red de la endoprotesis, el alambre trenzado a la brecha en forma de V se mueve hacia arriba entre los dos sectores del instrumento, hasta que llegue a reposar en la parte mas trasera de la brecha. En esta posicion el alambre trenzado tiene entonces una distancia optima al electrodo, por lo que una carga de corriente de alta frecuencia forma un arco electrico entre el electrodo y el cable trenzado, que lleva el alambre trenzado para la fusion.

Como alternativa a la formacion de un arco electrico se sugiere tambien, segun el ultimo estado de la tecnica, que los electrodos se pongan en contacto inmediatamente con el material de la endoprotesis o alambre y con eso directamente dirigir la corriente en el alambre de la endoprotesis para su calentamiento. En vez de la corriente de alta frecuencia alterna preferida, tambien se puede proporcionar, segun el ultimo estado de la tecnica, aplicar el electrodo para formar un arco electrico con corriente continua o corriente alterna de baja frecuencia.

El problema fundamental que presenta este instrumento conocido es primero la formacion de un arco electrico apropiado entre el electrodo de soldadura y el material de la endoprotesis. Con los diferentes espesores del material del implante, se puede cambiar la distancia hacia el electrodo, es decir, ajustar de forma diferente, con lo cual se influye en la formacion del arco electrico. Asf, la capacidad de corte conocida del instrumento con sectores ngidos no se mantiene estable para todos los implantes conocidos.

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DE 10 2007 003838A1 revelo un instrumento bipolar y un procedimiento para la reduccion endoscopica controlada y/o fragmentacion de las endoprotesis que se encuentran en el tracto gastrointestinal, en el sistema traqueo- bronquial o en las cavidades de otros organos. El instrumento incluye una configuracion del electrodo ubicado en un extremo distal del instrumento con al menos un primer electrodo y un segundo electrodo para el paso de corriente de una fuente de alimentacion a traves de, por lo menos, un cable de la endoprotesis y/o para la construccion de un arco electrico entre el primer electrodo y, como mmimo, un cable y/o entre el primer electrodo y el segundo electrodo, de esta manera pudiendo ser el cable cortado por calentamiento o fusion.

El documento US 3431384 A revela un dispositivo que puede fundir los cables mediante impulsos electricos y puede asf separarlos.

El documento WO 2008/040485 A2 revela un instrumento medico, especialmente un instrumento medico tubular para el corte de tejidos. Ademas, se revela que se proporciona electrodos en el instrumento, con lo cual es comprobable un contacto mecanico entre un corte y la correspondiente superficie de corte en forma electrica.

El documento US 2012/265196 A1 muestra un circuito de control de un dispositivo quirurgico. El circuito de control incluye una primera seccion del circuito con al menos un interruptor.

El documento US 2013/030428 A1 muestra un instrumento medico tubular quirurgico con electrodos en los proximos sectores del instrumento en forma de pinzas y un control especial del electrodo de corriente (multifase).

El documento EP 2 392 282 A1 muestra un dispositivo para llevar a cabo un procedimiento quirurgico. En particular, este documento revela un instrumento electroquirurgico con un efector final que tiene algunas piezas de mordaza.

Otro problema fundamental es la entrada de calor en el material de la endoprotesis. Asf, cuando se introduce, por ejemplo, corriente electrica directamente al material de la endoprotesis, esta se calienta, lo que puede originar danos inmediatos en los tejidos del paciente. Por esta razon, se proporciona, segun el ultimo estado de la tecnica, un dispositivo de proteccion que separa los electrodos y los cables de la endoprotesis de los tejidos del paciente. Tal dispositivo de proteccion encarece el instrumento y lo hace mas inmanejable.

Frente a esta problematica, es un objetivo de la presente invencion proporcionar un cortador quirurgico de implantes de corriente continua, que sea insertable en el paciente endoscopicamente o en forma de cateter, y cuya capacidad de corte se pueda mantener estable para diferentes implantes.

Este objetivo, asf como los objetivos preferidos, es realizado por una cortadora de implante con las caractensticas de la reivindicacion 1. Las realizaciones ventajosas son objeto de las reivindicaciones dependientes.

La invencion se basa en las siguientes consideraciones basicas:

- Para evitar danos a los tejidos, incluso en ausencia de un dispositivo especial de seguridad, la entrada de calor debe ser tan baja como sea posible y originar una fusion de los materiales de la endoprotesis. Esto puede lograrse si se mantiene una superficie de contacto lo mas pequena posible en los electrodos y los materiales de la endoprotesis (preferiblemente puntual) para obtener alta densidad de energfa (con la creacion directa de corriente continua) en el area de contacto/transicion. Esto quiere decir, que la superficie activa de contacto en, por lo menos un electrodo, esta disenada de tal manera que se puede alcanzar la maxima densidad de corriente a lo largo de toda la trayectoria de la corriente electrica. Por tanto, esto es suficiente para derretir parcialmente el material de la endoprotesis en el lugar de contacto, sin que se caliente la endoprotesis mas de la cuenta. Ademas, la entrada de calor a traves de la creacion directa de una corriente electrica, debena realizarse mediante la aplicacion acompasada o pulsada de corriente electrica continua. Cada pulso de corriente continua que se obtiene produce un suministro de energfa termica en el material de la endoprotesis, donde, sin embargo, la afluencia de calor hacia el tejido circundante es escasa debido a la inevitable corta duracion del impulso (en comparacion con la admision de corriente no acompasada).

- Los electrodos del instrumento bipolar debenan estar dispuestos adicionalmente o alternativamente en la punta del instrumento de tal manera que el instrumento desarrolle una especie de efecto protector, sin requerir de un dispositivo especial de seguridad segun el ultimo estado de la tecnica.

- Aqrn se ha demostrado como favorable la formacion de dos sectores de instrumentos, que se extienden en sentido longitudinal del instrumento y se forman entre una apertura de corte longitudinal, que, ademas, estan provistos de electrodos en sus respectivos lados o forman electrodos. Asf, los electrodos se alejan inevitablemente de los tejidos circundantes, donde los sectores se posicionan en defensa entre los electrodos y el tejido circundante.

- Para restringir la energfa efectiva de entrada en el material de la endoprotesis al mmimo, es conveniente conocerla o determinarla. Por lo tanto, se puede proporcionar un dispositivo de medicion adicionalmente como alternativa a las medidas antes mencionadas, el cual preferiblemente determina la resistencia electrica en el area de contacto o transicion entre los electrodos y el material de la endoprotesis y establece aquel valor de corriente electrica que es suficiente para una fusion parcial de los materiales de la endoprotesis.

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- Ademas, o alternativamente, el material del electrodo tiene una propiedad espedfica del material, que contrarresta un desgaste termico, es decir, lo evita y limita. Esto introduce el concepto de “resistencia - ene^a de fusion espedfica ajustada” como la propiedad espedfica del material en esta aplicacion. Esto se calcula esencialmente a partir de las constantes de materiales espedficos como la capacidad de calor espedfico c, la densidad de masa p, la temperatura de fusion Ts y la resistencia espedfica r. Esta propiedad del material admite una comparacion directa de diferentes materiales, esto es, cuanto mas rapido se derriten estos materiales a un determinado flujo de corriente electrica (cuanto menor sea la energfa de fusion espedfica ajustada a la resistencia, mas rapido se fundira un determinado flujo de material). El valor de la resistencia - la energfa de fusion espedfica ajustada para el material del electrodo debe ser, segun la invencion, mas alto que la de los materiales de la endoprotesis, preferentemente por al menos un factor 2.

Un aspecto de la presente invencion, a partir de ahora, es que para el caso de los sectores del instrumento, que estan uno frente al otro y forman una hendidura de corte, y que estan respectivamente dotados de electrodos o forman uno, el material del implante, que se fragmenta, obtiene inmediatamente durante su introduccion en la hendidura de corte contacto electrico como corporal con los electrodos (es decir, hace cortocircuitos con estos), por lo que se conduce una corriente continua (corriente de cortocircuito) a traves del material del implante (sin formacion de arco electrico), que provoca su calentamiento parcial. Esto quiere decir que el material del implante, que se encuentra entre los electrodos, se calienta fuertemente con respectivo amperaje y comienza parcialmente (entre los electrodos) a fusionarse y derretirse/escurrirse. Cuando el cabezal del instrumento, dado el caso, se mueve hacia el material del implante, los dos sectores del instrumento ocasionan ademas, dado el caso, una division del material del implante fusionado con baja fuerza mecanica de alimentacion que se puede aplicar sin problemas sobre el mango del instrumento, como por ejemplo dentro del introductor (endoscopio, trocar, etc.).

En esta distribucion no es obligatoria la formacion de un arco electrico asf como el esfuerzo constructivo para la instalacion de una prudente distancia entre el material del implante y un electrodo segun el ultimo estado de la tecnica conocidos, con lo cual se permite la fabricacion del instrumento de manera mas facil y asf tambien mas economica. Ademas el presente objeto de invencion se diferencia principalmente de los instrumentos de construccion TFT (Tissue Fusion Instruments) bipolares en que, aunque igualmente los sectores de los instrumentos estan dotados con electrodos para seccionar o soldar (coagulacion) los tejidos, por un lado, los electrodos son activados con corriente de alta frecuencia, y por otro lado, los sectores del instrumento tienen que poder ser capaces de acercarse entre ellos para tensar el tejido del paciente en tratamiento entre estos con una determinada presion. Por lo contrario para esto se funde el material metalico del implante, de acuerdo al invento, por el corto circuito de la corriente continua al menos de tal manera que se puede dividir sencillamente cuando el cabezal del instrumento se tira hacia adelante por los sectores del instrumento.

Ademas, es una condicion, que se cumple a traves del dimensionamiento y diseno de los electrodos, que se forma una densidad de corriente especialmente alta en un cierre de contacto entre los electrodos o al menos uno de ellos y el implante como consecuencia de un circuito de intensidad reducida que se da en ese lugar. Esto quiere decir, que las areas de contacto y el circuito de intensidad entre por lo menos un electrodo y el implante deben ser tan pequenas que cualquier densidad de energfa alta conduce a una fusion del material de implante (solamente) entre los electrodos. Esto se logra cuando al menos un electrodo (o los electrodos en ambas sectores) tiene una zona reservada para la intervencion de contacto con el implante, que define o muestra, basado en un nivel (es decir, en presencia del electrodo sobre una area plana), una lmea de contacto (esencialmente unidimensional) preferiblemente en la direccion longitudinal del electrodo o punto de contacto (esencialmente unidimensional). Tal imea de contacto se origina, por ejemplo, cuando el electrodo particular esta dotado con un filo cortante o forma uno. Tambien es concebible que por lo menos uno de los lados del electrodo, que se vuelve a los otros electrodos, sea convexo o acanalado hacia fuera a lo largo de su arco. Cuando tal canal se coloca por su parte externa sobre una superficie, se origina de esto sin duda un punto de contacto (esencialmente unidimensional). Tambien existe la posibilidad de formar por lo menos un electrodo con un angosto bulto, que forma una regleta de contactos (anguloso) en el electrodo, que sobresale de un electrodo a otro. Finalmente, es tambien posible disenar por lo menos un electrodo en forma de esfera, para materializar o aproximarse esencialmente un punto de contacto.

Para no danar el tejido circundante del paciente, sena de gran ayuda que los electrodos, que estan uno frente al otro, entre los cuales se forma la hendidura de soldadura por todo el instrumento, se activen en cuestion de segundos con impulsos de corriente continua de alto amperaje (desde hasta 200 amperios, preferiblemente entre 100 y 150 A) segun la tecnica de control. Con esto, el material se derrite y disecciona entre los electrodos, sin que el material del implante se caliente exageradamente en los alrededores de la hendidura del corte. La razon aqrn es, como ya se habfa mencionado, que el efecto de escape del calor de la endoprotesis en el tejido circundante se puede reducir por impulso de corriente. La tension puede aqrn estar muy por debajo del valor mmimo de 48 para un bajo voltaje (preferiblemente entre 20 y 40 V) que es impensable para un paciente.

Naturalmente, existe la posibilidad de configurar/montar elasticamente los dos sectores del instrumento y/o los electrodos montados a estos, de tal manera que tambien los implantes con grandes materiales sean introducibles en la hendidura de soldadura y puedan reposar seguros junto a los electrodos. Tambien se puede hasta tener previsto mover los sectores a traves de un mecanismo de activacion para configurar la hendidura de soldadura (anchura).

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Para poder derretir y destruir el material del implante con suficiente seguridad - tambien para el paciente- , es favorable que los sectores y/o electrodos a lo largo de sus lados tengan la forma de chapas o bordes como una unica efectiva superficie de contacto para alcanzar aproximadamente puntos de contacto con el material del implante. En estos pequenos lugares de contacto se calienta el material del implante a causa de una alta densidad de corriente y de esta manera se derrite, antes que el material del implante alejado se caliente. Aqm ha demostrado ser ventajoso cuando los electrodos son hechos de materiales resistentes al calor como Tungsteno o de acero de baja aleacion.

Para optimizar el proceso de destruccion se pueden ajustar ambos electrodos o sectores del instrumento en forma de V hacia sf mismos, de tal manera que la hendidura de corte que se forma entre ellos sea angosta en direccion proximal continua lineal o en forma de curvas convexas.

Tambien se puede proporcionar una clase de dispositivo de tension en la punta del instrumento, que pretensa la cara de los electrodos y los sectores del instrumento con una determinada fuerza de tension, de tal manera que un material del implante que se introduce, puede ser casi automaticamente aplastado o estrujado. De la anterior descripcion se puede deducir que para una destruccion segura de un material del implante metalico, la calidad de agarre y contacto entre el material del implante y el electrodo juega un papel importante. Es decir, mientras mas pequena es el area de contacto entre los electrodos y el implante, mas rapido se funde el material de implante en el area de contacto entre los electrodos y mas bajo puede ser la energfa entrante en el material de la endoprotesis. Por lo tanto es opcionalmente previsto, segun la invencion, un detector de calidad de contacto electrico/electronico (dispositivo de medicion) que ejecuta una prueba de secuencia durante la activacion del instrumento (temporal) antes de la activacion del electrodo con trabajo de corriente continua o corriente de corte (automatico siempre o selectivo). En este caso, bajo la aplicacion de los electrodos, sin embargo, por un tiempo de pulso muy corto, de modo que el tejido de implante se calienta significativamente por debajo de la soldadura/corte de corriente o con la potencia de salida, por ejemplo, con una muy pequena corriente de prueba, se determina la resistencia de contacto entre los electrodos respectivos y el material de implante, y en el caso de caer por debajo de una resistencia - valor lfmite (pequena contacto - resistencia) advertir al usuario y/o bloquear la alimentacion de corriente continua (aplicacion de corte de corriente). Adicional o alternativamente, la altura de la corriente de la lmea CC suministrada se puede ajustar sobre la base del resultado de la determinacion, de manera que se asegura una fusion del material de implante. Ademas, tambien se puede comprobar si la corriente continua de potencia requerida excedena la capacidad de carga de la alimentacion y/o el electrodo de corte para protegerlo contra danos o rapido desgaste del instrumento de corte en la secuencia de prueba.

Por lo general, se realizan implantes de endoprotesis de un acero inoxidable o aleacion de titanio (martensita). Las investigaciones revelaron que para los materiales conocidos de endoprotesis convencionales, es necesaria una resistencia - energfa de fusion espedfica ajustada de entre 4.86 a 5.99 1015 J m-4 Q'1. De acuerdo con ello, se proporciona un aspecto mas de la invencion, posiblemente para ser reivindicado independientemente de la invencion, una resistencia de la energfa de fusion espedfico ajustada para el material del electrodo que es mayor a 5.99 1015 J m-4 Q-1, y de preferencia un factor mmimo de 2. De este modo, se contrarresta un desgaste termico rapido del material de electrodo.

La invencion se explica en mas detalle a continuacion en base a formas de realizacion preferidas con referencia a las figuras adjuntas.

La afirmacion de proteccion se define por la reivindicacion principal adjunta 1. Las realizaciones preferidas se dan en las reivindicaciones dependientes.

La forma de dos partes de la reivindicacion 1 se basa en DE 10 2007 003838

La Figura 1 muestra la disposicion conceptual de un instrumento de corte de implante quirurgico DC de construccion bipolar alimentado de acuerdo con una realizacion preferida de la presente invencion,

La Figura 2 muestra la formacion conceptual de dos sectores ngidos del instrumento en un cabezal del instrumento distal.

Las Figuras 3a y 3b muestran la formacion conceptual de dos sectores de instrumentos elasticos o montados elasticamente en el cabezal del instrumento distal en una forma extendida y retrafda desde una posicion de operacion de insercion,

Las Figuras. 4a y 4b muestran la formacion conceptual de dos de los sectores de instrumentos articulados en el cabezal del instrumento con corte de brecha abierto y sostenido,

La Figura 5 muestra la formacion conceptual de instrumento de dos sectores en el cabezal del instrumento distal en acoplamiento de contacto (acoplamiento corto) con un implante electrico conductor,

La Figura 6 muestra el principio de acoplamiento de agarre o contacto entre el instrumento de corte segun la invencion y el implante electrico conductor,

La Figura 7 muestra un diagrama de comparacion entre la resistencia ajustada al punto de fusion espedfico de energfa y la densidad de corriente correspondiente a lo largo de trayectorias de corriente de instrumentos - implantes -,

La Figura 8 es un diagrama de la resistencia de las trayectorias de corriente del instrumento - implantes - para

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una secuencia de prueba de un identificador de calidad de contacto electrico/electronico del control de instrumentos,

La Figura 9 muestra un circuito de resistencia de las trayectorias de corriente del instrumento - implante - para una aplicacion de corriente de salida (secuencia de corte) del controlador del instrumento,

La Figura 10a a 10e muestran una realizacion preferida para la construccion de la punta del instrumento y/o los sectores de instrumentos/electrodos,

La Figura 11 muestra el principio basico de una trayectoria de corriente electrica para un implante metalico, que se aplican puntual en oposicion a los dos electrodos,

La Figura 12 muestra la trayectoria de la corriente electrica como se muestra en la Figura 11 mediante el mapeo de las densidades de corriente previstas en partes de trayectoria individuales,

La Figura 13 muestra la trayectoria de la corriente electrica como se muestra en la Figura 11, y el efecto termico sobre un implante en la zona de transicion/contacto entre el implante y los electrodos y La Figura 14 muestra una tabla relativa a las propiedades de absorcion de energfa de diferentes materiales conductores de la electricidad.

El instrumento de corte de construccion bipolar, que se ilustra esquematicamente en la Figura 1, tiene un cabezal del instrumento distal o un instrumento de punta 1 con (al menos) dos sectores de instrumentos 2 que definen entre ellos un instrumento en la que se extiende longitudinalmente la brecha longitudinal 4. El cabezal del instrumento 1 se monta sobre un extremo distal de una flexion preferiblemente flexible (o ngido), al menos de 2 polos de eje del instrumento 6, que es a su vez conectado a un generador de corriente continua controlado/regulado y controlable/ajustable 8. El generador de corriente continua 8 suministra una corriente directa, preferiblemente opcionalmente, entre 100A y 150A a un voltaje de, preferentemente opcionalmente, 20V - 40V.

Como puede verse, ademas, de la Figura 1, el instrumento entre los sectores 2 que forma la brecha tiene una forma de V sustancialmente en la direccion proximal ahusada. El eje del instrumento 6 y tambien el cabezal del instrumento 1 tienen un diametro exterior (por ejemplo max. 6 mm), lo que hace posible que el instrumento quirurgico se introduzca en el (normalmente) canal de trabajo de un instrumento conocido, por ejemplo, endoscopio, trocares o tubos de insercion. Alternativamente, el sector del instrumento y el cabezal del instrumento pueden ser configurados y dimensionados de tal manera que se puedan insertar en el sector de un paciente en la forma de un cateter brecha (sin insercion).

La Figura 2 muestra una ampliacion de una variante de una construccion de sector de la invencion.

Por consiguiente, los sectores de instrumentos 2 estan firmemente conectados al cabezal del instrumento 1 y tambien son ngidos. En los lados longitudinales, que estan mutuamente enfrentados, cada sector 2 son electrodos conductores electricos 10, que estan dispuestos y estan conectados con los dos conductores de corriente (no mostrados) dentro del eje del instrumento 6 con el generador de corriente continua 8. Los sectores 2 pueden formar incluso los electrodos 10, para lo cual necesitan estar, sin embargo, electricamente aisladas en el cabezal del instrumento 1 fijo. Alternativamente, sin embargo, los sectores 2 del instrumento pueden tambien estar equipados con electrodos externos 10/empotrados. La formacion/disposicion de los electrodos 10 y su conexion con el generador de corriente continua es la misma para todas las variantes descritas posteriormente, de manera que estas no seran descritas de manera repetitiva.

De acuerdo con la variante mostrada en la Figura 3, los sectores 2 y/o los electrodos 10 estan hechos de un material de flexion flexible, preferiblemente elastico, o los electrodos 10 estan montados elasticamente en los respectivos sectores 2 del instrumento, de manera que pueden estar elasticamente presionados bajo el aumento de la anchura del intersticio en los sectores 2.

De acuerdo con la Figura 3, es necesario al menos un mango exterior 12 en el extremo distal del instrumento, que es axialmente movil con respecto al instrumento. Este mango 12 puede ser un componente separado o incluso ser un instrumento tubular. En este caso, el instrumento se muestra en una posicion en la que el cabezal del instrumento 1 o al menos los sectores del instrumento 2 se proyectan axialmente desde el mango 12 y ademas desde la difusion radial (elastica), donde la hendidura de corte 4 se expande.

Segun la Figura 4, se retrae el cabezal del instrumento 1, es decir, los sectores del instrumento 2 en el mango 12 se hacen avanzar hacia este, donde los sectores de los instrumentos se comprimen contra su propia elasticidad 2 bajo estrechamiento de la ranura de corte 4. Para aclarar este proceso de compresion, el mango 12 puede estar formado en su extremo distal con un anillo interior o perla 14, que esta conectada al cabezal del instrumento 1, es decir, los sectores del instrumento 2 vienen en acoplamiento deslizante con grnas/escalas.

En la Figura 5 se muestra una tercera variante de una estructura de sector. En este caso los sectores 2, per se, son preferiblemente de construccion ngida, pero estan montados de forma pivotante en el cabezal del instrumento 1 (tijera) almacenado. Ademas, se proporciona un accionamiento o dispositivo de ajuste en forma de una barra de traccion/empuje 16, que esta articulada a los sectores 2 para transformar un movimiento axial de la barra 16 en un movimiento de giro de los sectores. 2. De esta manera, el espacio de la cuchilla se puede ajustar entre los sectores 2.

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Segun la Figura 5, los sectores 2 se muestran en una posicion de maxima longitud de brecha, mientras que la Figura 6 muestra el instrumento con los sectores del instrumento 2, que estan plegados a traves de los medios de ajuste para definir una anchura mmima de brecha.

En la Figura 7, el principio de funcionamiento del instrumento de corte de implante de CC de construccion bipolar se muestra de acuerdo con la invencion.

Por consiguiente, los sectores del instrumento 2 estan, basicamente, espaciados de tal modo que la brecha tiene una anchura de intersticio, que garantiza la insercion de una porcion del implante o implantes 18 (alambre de stent) para hacer tope en la brecha 4 con dos opuestos longitudinales - los sectores 2 o 10 del electrodo. Preferiblemente, los sectores de instrumento 2 son redondeados al menos en la zona de sus porciones (libres) de extremo distal en forma de alargada y curva para formar una curva longitudinal convexa en, por lo menos, los lados enfrentados de los sectores a lo largo de las secciones. Con esto no (necesariamente) se angosta la ranura de corte 4 linealmente, pero si se alarga la curva. Esta claro entonces que los electrodos 10 estan adaptados a esta curva.

A continuacion, cuando se inserta una porcion metalica de implante 18 o implante en la brecha 4, el material de injerto por lo general viene ya en la parte extrema distal de los sectores de instrumentos 2 con los respectivos electrodos 10 en el condicionamiento y cierra esta porcion, que como resultado de la corriente de alimentacion aplicada se derrite y calienta el material de implante ubicada entre dichos electrodos 10.

Ahora, cuando se mueve el cabezal del instrumento 1, el implante 18 se desliza mas profundamente en el interior conico en el corte de la brecha 4, donde los electrodos 10 dividen preferiblemente el material de injerto fundido.

Para el proceso de division descrito, por consiguiente, los siguientes parametros son de importancia, entre otras cosas:

- Los electrodos 10 y los sectores de instrumentos 2 deben tener preferiblemente una forma que favorezca el proceso de division,

- La resistencia de contacto entre los electrodos 10 y el implante 18 debe ser tan alta como sea posible con el fin de fundir seguramente el material de injerto en el area de contacto (es decir, del exterior al interior): sin embargo, ademas de mantener las areas lejanas del implante sin calentar y

- La entrada de energfa en el material de implante debe ser tal que un flujo de calor sigue siendo mmimo en el tejido del paciente que rodea, incluso en ausencia de medidas de proteccion adicionales.

Por esta razon, los sectores del instrumento 2 y/o por lo menos los electrodos 10 tienen, de acuerdo con una realizacion preferida de la invencion, un tipo de forma de hoja con un borde longitudinal estrecho (afilado) en el lado longitudinal respectivo de cada sector 2. De esta forma se consigue un contacto puntual (esencialmente unidimensional) con el implante, donde en este punto la resistencia de contacto, y por lo tanto, la densidad de corriente y el calentamiento del material asf producido en DC, es particularmente alta. Una construccion preferida de la invencion para un sector del instrumento 2 y/o electrodo, se proporciona en la figura 10a y siguientes.

Segun la Figura 10a y 10b, el instrumento 2 y el electrodo de sector 10 estan formados integralmente de una sola pieza, como en la realizacion preferida, es decir, el sector 2 del instrumento tambien forma al mismo tiempo el electrodo 10. En consecuencia, el sector 2 del instrumento de un material resistente al calor esta preferiblemente hecho de tungsteno o de un acero de baja aleacion.

Cada sector 2 esta formada, en su porcion de extremo proximal, en una especie de brecha de pasador 2a, que se inserta segun la Figura 10e en un pasador de conexion correspondiente hembra/mango receptor 1 en los lados del cabezal del instrumento 1. Por consiguiente, dos mangos que recibieron 2 1 A se proporcionan para los dos sectores que estan separados unos de otros de acuerdo con la Figura 10e por un aislante/separador 1 b del cabezal del instrumento 1.

La porcion distal de cada sector 2 se construye en una forma de hoja (pulidora/fresa) con un parte posterior circular de la cuchilla 2b y una forma alargada curvada en la direccion longitudinal del borde de la cuchilla 2c. Alternativamente, la forma de la hoja tambien puede ser disenada de manera que dos angulos obtusos a cada una de las secciones longitudinales proporcionan otras propiedades, por lo que la forma alargada curva se aproxima por la formacion de una torcedura singular. De esta manera, se forma sobre una porcion larga de cada sector 2 de borde longitudinal/borde en forma de arco 2e estrecho (agudo) en la direccion longitudinal (que corresponde a la direccion longitudinal del instrumento).

Del eje del instrumento 6 sobresalen en su extremo distal dos conductores 6a y 6b, cada uno consiste en una pluralidad de haces individuales, donde, a su vez, los conductores de hembra 6a y 6b tambien estan conectados a los receptaculos 1 a. De esta manera, cada sector de instrumento 2 y el electrodo 10 reciben contacto electrico con un respectivo conductor 6a y6b, que son a su vez conectados al generador de corriente continua.

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Por la construccion descrita anteriormente, los instrumentos de gma de haz 6a 6b pueden obtener, a pesar de su pequeno diametro de vastago exterior, un espesor comparativamente grande al conductor para conducir suficiente corriente electrica a una densidad de corriente relativamente baja (sin calentar). La transicion de la respectiva gma de haz 6a, 6b esta hecha preferentemente de cobre para el sector asociado 2, que esta hecho preferiblemente de tungsteno/acero a traves del receptaculo 1a y por lo tanto sin grandes perdidas. Cada sector 2 forma un borde de corte 2e, que al mismo tiempo tambien define la lmea de contacto con el implante 18 y por lo tanto una resistencia de contacto alto (y por lo tanto, alta densidad de corriente). Al mismo tiempo, el borde de corte 2e es, preferiblemente, para cortar mecanicamente el material de implante electricamente fundido.

A fin de proporcionar de forma segura el cierre de contacto adecuado para el implante 18, el instrumento quirurgico tiene una calidad de contacto - funcion de deteccion como se describe a continuacion en las figuras 6 - 9 en mas detalle.

En la Figura 6, el contacto entre el instrumento y el mango de implante se representa funcionalmente. Idealmente, una corriente electrica se dirige a traves de la lmeas de cobre 6a, 6b, en el eje del instrumento 6 hacia el instrumento 2 y desde ailt se introduce a traves del punto de contacto en la parte del implante entre los sectores. Como se senalo anteriormente, se consigue una alta resistencia al contacto. Sin embargo, se puede producir una situacion en la que el implante 18 no sea exactamente presionado entre los bordes de contacto de los sectores del instrumento, es decir, entre los electrodos, sino, en un area grande al lado de los electrodos de cada sector 2. De este modo, la resistencia de contacto entre el electrodo y el implante se reducina significativamente (disminucion de la densidad de corriente), de modo que se necesitana mucho mas corriente en los conductores 6a, 6b, con el fin de lograr una fusion del material de implante. Esto debe evitarse para prevenir el calentamiento de todo el implante.

En la Figura 7, se muestra el perfil de las propiedades del material en la trayectoria del instrumento de corte del implante.

Para entender la eleccion de los materiales/propiedades del instrumento, segun la invencion, hay que entender el concepto de “resistencia ajustada a la energfa de fusion espedfica e” , como se indica en la Figura 14, para algunos materiales seleccionados. Esta medida describe como facilmente un material conductor (por ejemplo, un metal particular) puede ser fundido por un flujo de corriente en un volumen determinado (por ejemplo, 1mm3). Esta medida se calcula segun la siguiente formula:

e

v.p.(rs

imagen1

con los siguientes parametros:

e resistencia ajustada de energfa de fusion espedfica

c capacidad de calor espedfico

V volumen de material

p densidad de masa

Ts temperatura de fusion

To temperatura antes de la entrada de energfa

r resistividad electrica

Por ejemplo, se muestra la situacion en la figura 14 para la siguiente seleccion de materiales:

Conductor: cobre:

Electrodo: acero sin aleacion Metal de stent: Nfquel Titan

La resistencia ajustada de energfa espedfica de fusion E para estos materiales es aproximadamente (indicado en 1015 J m'4 Q‘1):

Cobre: 210

Acero sin aleacion: 39 Mquel-titanio: 4.86

Esto significa que, para un flujo identico de corriente con la misma densidad de corriente, el mquel-titanio en una proporcion de 39 a 4.86 (alrededor de 8x) puede derretirse mas rapidamente que el acero sin aleacion, y el mquel- titanio se derrite de acuerdo con la relacion de 210 a 4.86 (aproximadamente 43x, mas rapido que el cobre). Esto requiere la misma densidad de corriente en el material. Esto tambien significa que es tecnicamente posible, mediante la seleccion de materiales basados en la energfa de fusion de resistencia ajustada espedfica, dosificar una corriente electrica DC, que fluya a traves del conductor, del electrodo y el material del stent, de manera que funda selectivamente el material del stent, mientras que los electrodos y el cabezal no llegan a la temperatura de fusion durante el impulso de corriente. Preferiblemente, los materiales son tales que la energfa de fusion de resistencia

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ajustada espedfica de los materiales que no se deben fundir (en particular, material del semiconductor y material del electrodo) es al menos el doble de la energfa de fusion de resistencia ajustada espedfica de aquellos materiales que sf se deben fundir (en particular del material del implante a cortar).

Ademas, y en base a esto, es necesario, de acuerdo con la invencion, direccionar la densidad de corriente de tal manera que la densidad de corriente en el metal objetivo fundido es mayor que en los cables y los electrodos del instrumento. Esto se resuelve por la forma de realizacion segun la invencion de los electrodos,

De esta manera, se genera un area de contacto puntual entre el electrodo y el metal a cortar que conduce a una alta densidad de corriente. Por lo tanto, la fusion del material objetivo se acelera aun mas en comparacion con el material del electrodo y el cable. La calidad del contacto entre el electrodo y el metal fundido depende altamente de la situacion en particular. Una cualidad ideal de contacto se ve favorecida por el ingenioso diseno de los electrodos. Ademas, tiene sentido llevar a cabo una comprobacion electrica de la calidad de contacto de acuerdo con la presente invencion.

El proceso de resistencia a lo largo de la trayectoria electrica esta representado, a continuacion, en la Figura 7. Como se puede ver claramente, los dos picos de contacto representan puntos de resistencia, mientras que la corriente se condice, casi sin ninguna perdida, en el resto de las secciones de trayecto. Ahora, para determinar la calidad de contacto, la invencion necesita la ejecucion de una secuencia de prueba que se realiza con cada nueva intervencion de forma automatica o de forma selectiva a traves de una orden manual, y que se muestra esquematicamente en la Figura 8.

En consecuencia, los segmentos sueltos de cable de la trayectoria electrica forman, individualmente, determinadas resistencias, de las cuales solo las resistencias de contacto Rki,2 son inicialmente de interes. La trayectoria de conduccion esta, en este caso, compuesta de los haces conductores 6a, 6b en el eje del instrumento 6, de los sectores 2, de los puntos de contacto, asf como del implante 18. Con el fin de determinar las resistencias de contacto, se coloca, por ejemplo, una pequena corriente de prueba por debajo de la corriente tardfa aplicada a la trayectoria electrica de corte y se capta, inmediatamente, un voltaje de referencia en el extremo distal de los haces conductores 6a, 6b. A partir de la diferencia entre el voltaje aplicado y el captado, se puede calcular la resistencia de los haces conductores. Ademas, se puede determinar de este modo la resistencia de contacto Rki,2. Dependiendo del nivel de resistencia de contacto Rki,2, la calidad de contacto - funcion de deteccion puede dar una senal de advertencia de una posicion particular defectuosa y/o bloquear el suministro de una corriente de corte y/o corregir el nivel de la corriente de corte por debajo del lfmite de carga de los haces conductores 6a, 6b.

Debe tenerse en cuenta que en lugar de la pequena corriente de prueba se puede utilizar tambien la corriente de corte/potencia para fines de prueba, en donde, en este caso, la corriente de corte puede utilizarse por un breve periodo de tiempo para mantener la entrada de energfa en el implante mas baja que la entrada de energfa, que sena necesaria para la fusion del material del implante.

Para los subsiguientes cortes de acuerdo con la Figura 9 se realiza una conexion adecuada para la aplicacion del principio funcional de acuerdo con la Figura 8, y para desactivar la primera secuencia de corriente de prueba/de potencia y para sustituirla por una corriente de alimentacion (corriente de corte), que, como se muestra, se regula al menos en dependencia de la resistencia de contacto espedfica Rki,2. Ademas, factores tales como la temperatura de corte, el nivel de voltaje, la temperatura en el haz de conductores, etc. pueden fluir en el procedimiento de ajuste de la corriente de corte. Si es necesario, puede ser necesaria una funcion de “apagado” que apaga la fuente de alimentacion, por ejemplo, en el caso de una terminacion de contacto con el electrodo para evitar la formacion de arcos electricos.

“Cortes de metal con DC” efectivos segun la presente Invencion Consideracion fundamental energetica

La red cristalina de un metal tiene una energfa termica caractenstica que se manifiesta en la vibracion de los atomos de la red cristalina. La energfa termica es, pues, una energfa cinetica.

La energfa termica de una sustancia depende de la temperatura T, la masa m y una constante del material c (capacidad de calor espedfico), y se puede expresar por la siguiente formula:

imagen2

c ,m ,T

Una corriente continua electrica, que fluye a traves de una malla de metal, fluye, debido a las colisiones o interacciones entre los portadores de carga que fluyen y los atomos de la red, a una excitacion de los atomos de la red, por lo tanto, a un aumento de la energfa cinetica y en consecuencia a un aumento de la energfa termica (calentamiento). La potencia electrica de un impulso de corriente directa depende de la potencia electrica P y la duracion del pulso At a partir de:

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F .

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Tanto la energfa termica y la electrica son normalmente dadas en unidades de Ws (Ws) o Julios (J).

Cuando fluye a traves de una pieza de metal, la energfa electrica se convierte completamente en ene^a termica que ocasiona una diferencia de energfa termica entre antes (t0) y despues (t1). Durante la duracion del impulso, la diferencia de temperatura entre la parte conductora de corriente de la rejilla metalica y las estructuras adyacentes conduce a una salida de energfa termica EDISS hacia el exterior. Este flujo de salida es dependiente de diversas constantes del material que estan agrupadas en la variable k y no se especifican con mas detalle, asf como la integral de la diferencia de temperatura sobre el tiempo At:

p .

“Sirs

fc. f AT -t ).dt

■'it

El flujo de salida de la energfa termica en el medio ambiente tiene una fuerte dependencia de la duracion del pulso At de acuerdo con el contexto anterior. Es decir, mientras mas corto es el pulso, menos energfa termica fluye hacia afuera.

La diferencia en energfa termica entre antes (t0) y despues (t1) se puede describir como sigue:

— P.

“ffcjtl - “ttajirQ

+ E

p . _

Si

“Z>;'ss

El aumento de temperatura At se puede calcular entonces como sigue:

At=(7tl-r„) =

F .

“Sl

C . VT.

“£>LflS

Con la colocacion de la formula de densidad de masa y la separacion de las constantes del material, la siguiente relacion de proporcionalidad da:

1

it = -----

C . p

imagen4

f AT i t).dt

*;it

De acuerdo con el contexto anterior, se tiene, por lo tanto, tres opciones para aumentar el nivel de temperatura en un material de implante:

a) Se aumenta la potencia electrica suministrada de energfa Eel

b) Se reduce el volumen actual V atravesado

c) Se reduce la duracion del impulso (para minimizar el efecto de disipacion de calor)

Una reduccion en la duracion del pulso de acuerdo con el punto c) conduce simultaneamente a una reduccion de la energfa electrica Eel segun el punto a). Sin embargo, esto puede ser compensado con un aumento en la potencia electrica P. Por tanto es necesario reducir la duracion del pulso At (para minimizar la perdida de calor durante la entrada de energfa) y al mismo tiempo maximizar la potencia electrica P (para dirigir, a pesar de una duracion baja de pulso, suficiente energfa electrica Eel ).

De acuerdo con la invencion, es necesario que el instrumento de corte bipolar cree un fuerte calentamiento local de una pieza de metal asido (con el punto final de la fusion local) con una entrada minima requerida de energfa electrica. Aunque en este caso, el metal objetivo debe ser fundido, pero el material del instrumento debe permanecer intacto y los tejidos circundantes no deben ser danados.

Proceso de calentamiento, influencia de las constantes del material

El proceso de corte esta influenciado por la trayectoria de corriente y una constante del material, por otra parte, las condiciones geometricas de forma particular determinan la densidad de corriente, como se muestra en la Figura 12.

La fusion de un elemento de volumen por la corriente continua electrica se puede calcular segun la figura 13 como sigue:

La energfa termica Eth, que se necesita para fundir un elemento de volumen de acuerdo con la figura 11 de un

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material depende de la temperatura inicial T0 de la temperature de fusion Ts, de la capacidad de calor espedfico c y del peso espedfico (densidad aparente) p:

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Para T0 = 38 ° C (temperatura corporal) y un volumen estandar de 1mm3, los valores resultantes para la energfa de fusion por mm3 se dan en la siguiente tabla (Figura 14). La disposicion de un material para convertir la energfa electrica en energfa termica es proporcional a la resistencia ohmica del material. Para considerar esto en la aplicacion del instrumento de implante y corte de acuerdo con la invencion - (en el que fluye la misma corriente a traves de diferentes materiales), la energfa de fusion espedfica se ajusta a la resistencia ohmica (por multiplicacion con la reciprocidad de la resistencia). Esto da una medida contra la cual es posible una comparacion de los materiales en funcion de sus caractensticas de absorcion de energfa y la idoneidad para su uso en la trayectoria actual. Asf, por ejemplo, el acero sin aleacion es adecuado como un material de electrodo para el corte de rnquel- titanio, ya que esta medida (la energfa de fusion espedfica que se ajusta al factor de resistencia) es mucho mayor para el acero sin aleacion con 39 que para el rnquel-titanio con 4.86 (ultima columna en la Figura 14). En otras palabras, cuando los dos materiales fluyen a traves de la misma corriente, el de rnquel-titanio se funde en una proporcion de 39 a 4.86 mas rapido que el acero sin aleacion.

En resumen, se revela un instrumento de corte de implante quirurgico de construccion bipolar con corriente continua con un cabezal situado en el extremo distal de un eje del instrumento para la insercion mmimamente invasiva del instrumento en el sector de un paciente, donde al menos dos sectores opuestos del instrumento en el cabezal del instrumento estan dispuestos, preferiblemente, linealmente, de modo que definen una ranura para absorber un implante donde corre la corriente. Segun la invencion, los lados de los instrumentos, que se miran entre ellos, estan formados por electrodos o al menos por uno solo, donde, a su vez, los lados de estos ultimos se miran entre ellos, formando un borde de corte para producir una intervencion de contacto ffsico puntual con el implante, donde corre la electricidad, o una seccion del implante para un cortocircuito electrico de los electrodos opuestos.

Reconocimiento de la Calidad del Contacto

Durante la fusion del metal objetivo es necesario, de acuerdo con la invencion, una alimentacion de corriente continua (en el rango de aproximadamente 100-150 amperios) a traves de un instrumento endoscopico. Es importante que el metal objetivo del implante se funda selectivamente, es decir, que la corriente continua funda el material del stent, pero no el material del trabajo o del electrodo del instrumento de corte del implante endoscopico. Aqrn, es relevante Una dosis adecuada (ajuste) de amperaje y duracion o forma de impulso es aqrn relevante.

Bajo Calidad de Contacto se entiende en este contexto a las condiciones de entorno de la densidad de corriente y la longitud de trayecto de corriente, que resultan del contacto del material de implante con el instrumento. Los factores de influencia pueden ser, por ejemplo, la transformacion de la seccion de implante asida/contactada. Si la porcion de implante asida/contactada entre los electrodos es delgada y plana, el resultado es una densidad de corriente baja, si es, mas bien, estrecha, esto resulta en una alta densidad de corriente. La situacion de contacto en espedfico puede ser muy diferente de forma individual, por lo que surgen diferentes calidades de contacto. A fin de garantizar un corte fiable y al mismo tiempo para evitar una entrada de energfa excesiva (que puede conducir a efectos de explosion o danos en el instrumento), es conveniente ajustar la intensidad y la duracion del pulso de corriente correspondiente a la calidad de contacto.

La calidad del contacto se puede realizar a traves de una medicion de resistencia. La trayectoria de la corriente puede ser descrito segun la figura 7 por un circuito equivalente que tiene las siguientes resistencias ohmicas dispuestas en serie:

Rl1 Resistencia del conductor 1

Re1 Resistencia del electrodo 1

Rk1 Resistencia de contacto (electrodo 1 - material del stent) 1

Rm Resistencia del metal a cortar

Rk2 Resistencia de contacto (electrodo 2 - material del stent) 2

Re2 Resistencia del electrodo 2

Rl2 Resistencia del conductor 2

La medicion de la calidad de contacto se basa en el principio de la medicion de cuatro conductores. Esto tiene aplicacion, antes del proceso de corte real, para determinar parametros apropiados de corte (corriente, duracion y forma del pulso), y durante el proceso de corte. El principio basico se muestra en la Figura 8.

En una variante de realizacion de la determinacion de la calidad de contacto, una pequena corriente de prueba, antes del proceso de corte, se inyecta en el instrumento de tal manera que la corriente de prueba fluye a traves de los electrodos por el material stent a cortar. A traves de dos lrneas, que tienen contacto electrico con los electrodos, pero en las cuales que no fluye la corriente de prueba, se puede medir la perdida de tension Ut entre dos electrodos

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que se produce por la corriente de prueba. Esto corresponde a una medicion de las resistencias Rei, Rki, Rm, Rk2 y Re2 en el diagrama de circuito equivalente del principio de medicion de cuatro conductores. La corriente de prueba se ubica significativamente por debajo de la corriente de potencia, preferiblemente en el intervalo de miliamperios (por ejemplo, 20 mA). Ademas de determinar la calidad de contacto, se puede determinar si se creo un contacto electrico conductor.

En una variante adicional de realizacion de la determinacion de la calidad de contacto antes del proceso de corte se envfa, antes del proceso de corte (preferiblemente cuando se ha establecido un contacto electrico estable), un pulso de prueba por el material de implante que se corta, lo cual conduce a un calentamiento, pero no a una fusion. Un calentamiento conduce a un aumento de la resistividad del material y por lo tanto a un aumento de la tension Ut entre los electrodos, que se calcula segun el principio del metodo de cuatro conductores. Durante este pulso se puede calcular usando la curva de elevacion de la resistencia electrica entre los electrodos (correspondiente a las resistencias Rei, Rki, Rm, Rk2 y Re2 en el cuadro de circuito equivalente) una prediccion de la entrada de energfa requerida para fundir. Esto puede servir como base para establecer los parametros de corte.

Durante el proceso de corte se puede controlar el voltaje Ut entre los electrodos del proceso de corte con el fin de adaptar, en caso necesario, los parametros de corte de tal manera, que, por ejemplo, se pueda corregir un parametro previsible y orientado de manera muy baja.

Ademas se puede calcular las voltajes Uli y Ul2. Esto se realiza tanto con la corriente de prueba antes del proceso de corte como para el flujo de potencia durante el proceso de corte. Puesto que la resistencia ohmica del material conductor vana con la temperatura, se puede calcular la cafda de la resistencia ohmica en una corriente de medicion conocida, y con esto la temperatura. Esto es particularmente util para detectar el sobrecalentamiento del eje del instrumento y evitarlo mediante el ajuste apropiado de los parametros de corte o la interrupcion del proceso de corte. El coeficiente de temperatura de varios materiales conductores se muestra en la Figura 14.

Puesto que la corriente de prueba es, preferiblemente, muchas veces menor que la corriente de alimentacion, es ventajoso medir las tensiones de Ut, Uli y Ul2 opcionalmente para una amplificacion electronica. Un circuito equivalente simplificado se ilustra en la Figura 9.

Claims (15)

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   REIVINDICACIONES

   1. A un instrumento de corte de implante quirurgico de construccion bipolar que opera con corriente continua con un cabezal (1), en el que al menos estan dispuestos dos sectores de instrumentos opuestos (2) definiendose entre ellos una hendidura de corte (4), que se extiende longitudinalmente por el instrumento para recibir un implante electrico conductor o parte de un implante (18), donde los lados longitudinales de al menos dos instrumentos - sectores longitudinales (2) que se miran entre ellos, forman, respectivamente, un electrodo (10) o estan equipados, respectivamente, con al menos un electrodo (10), siendo necesario, ademas, un medio de control de corriente que este adaptado para someter a los electrodos con la aplicacion de una corriente continua de potencia predeterminada o ajustable, caracterizado por que los electrodos (10) estan conformados de manera que reciben en sus lados, que se miran entre ellos, un contacto puntual, y ademas el dispositivo de control de la corriente esta disenado para someter los electrodos a una corriente continua en una manera sincronizada o pulsada, de modo que una cantidad de corriente que se suministra en un pulso de corriente mmimo sea suficiente para fundir por fuera el alambre, que esta en contacto con los electrodos, en los puntos de contacto entre los electrodos y el alambre.
2. 2. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con la reivindicacion 1, caracterizado por que se ajusta el ancho de pulso y/o la intensidad de corriente a traves del dispositivo de control de corriente para obtener la cantidad necesaria de corriente.
3. 3. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con las reivindicaciones 1 o 2, caracterizado por que los electrodos (10) estan formados en sus lados longitudinales, mutuamente enfrentados, en un borde (2e) de corte que se extiende longitudinalmente, una protuberancia convexa que se extiende longitudinalmente o una redondez, por la que vienen los dos electrodos del contacto - resultando en que el punto de contacto efectue un acoplamiento de contacto ffsico en forma de punto con el dispositivo que se esta insertando en el implante, conductor electrico o parte del implante (18) para un cortocircuito electrico del electrodo opuesto (2).
4. 4. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con las reivindicaciones 1, 2 y 3, caracterizado por que los electrodos opuestos (2) y la hendidura de corte (4) formados entre ellos en direccion longitudinal del instrumento en un penodo de tiempo inferior a un segundo actua con pulsos de corriente continua de intensidad predeterminada de corriente accionada por tecnologfa de hasta 200 amperios.
5. 5. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con alguna de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que el voltaje es inferior a un valor lfmite de 48 voltios para un voltaje bajo, preferiblemente entre 20 - 40 voltios.
6. 6. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con alguna las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que los dos sectores de instrumentos (2) montados ngidamente en el cabezal del instrumento son fijos (1), o donde los dos sectores de instrumentos (2) y/o montados sobre los mismos electrodos (10) estan configurados para ser elasticamente deformables y/o en el cabezal del instrumento para un ajuste de anchura automatica almacenada para implantes con diferentes espesores de material en la ranura de corte (4) que pueden ser introducidos por un corto circuito del electrodo.
7. 7. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1-5,

   caracterizado por que los sectores del instrumento (2), que pueden moverse a traves de un mecanismo de accionamiento, son ajustables para cambiar la anchura de la ranura de corte definido.
8. 8. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes,

   caracterizado por que los dos electrodos (10) y/o los dos sectores del instrumento (2) estan alineados

   sustancialmente en forma de V uno hacia el otro, de manera que el intermedio que forma la ranura de corte (4) se estrecha en la direccion proximal continuamente o en una forma curva convexa.
9. 9. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes,

   caracterizado por que esta previsto un dispositivo de pretensado en el cabezal del instrumento (1), que pretensa uno frente al otro los electrodos (10) y/o los sectores de instrumentos (2) con una cierta fuerza de pretensado, de modo que un material de implante insertado entre ellos se comprime automaticamente por el proceso de insercion o se aplasta.
10. 10. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que se proporciona una deteccion de la calidad del contacto electrico/electronico, preferiblemente en una operacion de corte del instrumento, asf como en un tiempo antes de la activacion del electrodo resultante con potencia de corriente continua, o por separado e independientemente de la realizacion de secuencia de prueba - calidad de contacto de una operacion de corte.
11. 11. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con la reivindicacion 10, caracterizado por que la secuencia de prueba proporciona la exposicion de los electrodos (10) con una corriente de prueba por debajo de la energfa de corriente continua, o una carga de electrodos (10) con potencia de corriente continua con una duracion de pulso de prueba por debajo de la duracion de los impulsos de corte, en cada caso, para la resistencia de contacto entre los

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    respectivos electrodos (10) para identificar el implante o el tramo de implante preferiblemente de acuerdo con el principio de una medicion de cuatro hilos.
12. 12. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con la reivindicacion 11, caracterizado por que la calidad de contacto de salida electronica/electrica del identificador, en el caso de caer por debajo de un valor umbral, da una senal de advertencia y/o bloquea la posterior carga de la alimentacion de corriente continua y/o detecta la calidad del contacto electrico/electronico y emite una senal de aceptacion cuando se alcanza o supera el valor lfmite y/o permite la admision de la posterior alimentacion de corriente continua.
13. 13. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con las reivindicaciones 11 y 12, caracterizado por que el identificador de calidad de contacto electrico/electronico se ajusta al nivel de la potencia de corriente continua suministrada para la operacion de corte de implante de acuerdo con el resultado de la determinacion con respecto a la resistencia de contacto.
14. 14. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con las reivindicaciones 10-13, caracterizado por que el identificador de calidad de contacto electrico/electronico comprueba, en la secuencia de prueba, si la potencia requerida de corriente continua para la fusion del implante o partes de este provoca un calentamiento del instrumento por debajo de la capacidad termica de las lmeas de alimentacion y/o los electrodos.
15. 15. Un instrumento de corte de implante de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes que opera en base a corriente continua, con un cabezal de instrumento (1), en el que al menos dos de los sectores del instrumento (2) estan dispuestos longitudinales, definiendo una hendidura de corte (4) en el instrumento que se extiende longitudinalmente a un receptaculo intermedio de un implante electrico conductor adaptado o parte de implante (18), caracterizado por que en los sectores del instrumento (2) o electrodos (10) de un material refractario fabricado, la energfa de fusion de resistencia espedfica ajustada es mayor que 5.99 1015 J m-4 Q "1.