RU151413U1

RU151413U1 - HEAT CLAMP FOR CARDIOSURGERY

Info

Publication number: RU151413U1
Application number: RU2014139772/14U
Authority: RU
Inventors: Николай Михайлович Федотов; Маргарита Геннадьевна Пономарева; Александр Иванович Оферкин
Original assignee: Николай Михайлович Федотов; Маргарита Геннадьевна Пономарева; Александр Иванович Оферкин
Priority date: 2014-09-30
Filing date: 2014-09-30
Publication date: 2015-04-10

Abstract

1. Тепловой зажим для кардиохирургии, содержащий: два противоположных зажимных элемента, закрепленные соответственно на подвижной и неподвижной частях теплового зажима, подвижная часть теплового зажима конструктивно встроена в неподвижную часть так, что вручную обеспечивается параллельное перемещение подвижной части относительно неподвижной части с возможностью передачи усилия на противоположные зажимные элементы для создания давления на ткани сердца, захваченные между ними, отличающийся тем, что на каждом противоположном зажимном элементе навстречу друг другу закреплены тепловыделяющие элементы, имеющие электропроводное соединение с выходами источника энергии абляции и температурные датчики, имеющие электропроводное соединение с управляющими входами источника энергии абляции.2. Тепловой зажим по п. 1, отличающийся тем, что тепловыделяющие элементы, выполнены из материала с высокой теплопроводностью, на которых с внутренней стороны установлены пленочные резистивные нагреватели, имеющие электропроводное соединение с выходами источника энергии абляции.3. Тепловой зажим по п. 1, отличающийся тем, что источник энергии абляции представляет собой управляемый генератор постоянного электрического тока.4. Тепловой зажим по п. 1, отличающийся тем, что ширина контактной части тепловыделяющего элемента составляет 5-10 мм, а его длина составляет 50-70 мм.1. Thermal clamp for cardiac surgery, comprising: two opposite clamping elements mounted respectively on the movable and fixed parts of the thermal clamp, the movable part of the thermal clamp is structurally integrated into the fixed part so that the moving part of the movable part relative to the fixed part is manually provided with the possibility of transmitting force opposite clamping elements to create pressure on the heart tissue trapped between them, characterized in that on each opposite clamping to the element towards each other are fixed fuel elements having an electrically conductive connection with the outputs of the ablation energy source and temperature sensors having an electrically conductive connection with the control inputs of the ablation energy source. 2. A heat clamp according to claim 1, characterized in that the fuel elements are made of a material with high thermal conductivity, on which film resistive heaters are installed on the inside, having an electrically conductive connection to the outputs of the ablation energy source. 3. A heat clamp according to claim 1, characterized in that the ablation energy source is a controllable DC electric generator. The heat clamp according to claim 1, characterized in that the width of the contact part of the fuel element is 5-10 mm, and its length is 50-70 mm.

Description

Полезная модель относится к изделиям медицинского назначения, а точнее к устройствам хирургического лечения фибрилляции предсердий (ФП) путем создания термических повреждений миокарда, блокирующих пути распространения волн возбуждения из аритмогенных зон левого предсердия.The utility model relates to medical devices, and more specifically to devices for the surgical treatment of atrial fibrillation (AF) by creating thermal damage to the myocardium, blocking the propagation of excitation waves from arrhythmogenic zones of the left atrium.

Фибрилляция предсердий - сложное нарушение ритма сердца, которое вызывает хаотичное сокращение миокарда предсердий и снижает насосную способность сердца. ФП является существенной медицинской проблемой, связанной со старением населения. ФП может вызывать такие осложнения, как тромбоэмболию, сердечную недостаточность, электрические и структурные перестройки сердца и даже смерть. Вероятность развития ФП резко увеличивается с возрастом; заболевание встречается у 1% взрослого населения в целом и 6% у тех, кто старше 60 лет, а в 80 лет около 9% людей (каждый 11-й) имеет ФП [1]. Так как доля пожилых людей возрастает, растет и количество пациентов с ФП. ФП является причиной до 35% инсультов, которые происходят у людей старше 85 лет.Atrial fibrillation is a complex heart rhythm disorder that causes a chaotic atrial myocardial contraction and reduces the pumping ability of the heart. AF is a significant medical problem associated with an aging population. AF can cause complications such as thromboembolism, heart failure, electrical and structural changes in the heart, and even death. The likelihood of developing AF increases sharply with age; the disease occurs in 1% of the adult population as a whole and 6% in those over 60 years old, and in 80 years, about 9% of people (every 11th) have AF [1]. As the proportion of older people increases, so does the number of patients with AF. AF is responsible for up to 35% of strokes that occur in people over 85 years old.

Усилия по предотвращению инсульта у больных с ФП сосредоточены, главным образом, на использовании антикоагулянтов и антитромбоцитарных препаратов, а акцент в лечении непосредственно ФП в настоящее время сместился в сторону хирургических или катетерных технологий абляции. Например, процедура лабиринт, которая использует последовательность трансмуральных хирургических разрезов предсердий. Эта процедура оказалась весьма эффективной, но чересчур сложной. Задача технологий абляции состоит в том, чтобы линии рубцовой ткани электрофизиолог или кардиохирург мог создать более безопасно и добиться при этом синусового ритма сердца. Методы абляции для получения линий электрической изоляции в настоящее время все больше заменяют хирургическую процедуру лабиринт.Efforts to prevent stroke in patients with AF focus mainly on the use of anticoagulants and antiplatelet drugs, and the focus in the treatment of AF itself has now shifted to surgical or catheter ablation technologies. For example, a labyrinth procedure that uses a sequence of transmural surgical atrial incisions. This procedure proved to be very effective, but too complicated. The task of ablation technologies is to allow the electrophysiologist or cardiosurgeon to create lines of scar tissue more safely and achieve a sinus heart rhythm. Ablation methods for producing electrical isolation lines are now increasingly replacing the surgical labyrinth procedure.

В основном клинические устройства для абляции используют экстремальные температуры для создания повреждений. Большинство систем применяют энергию воздействия на ткани, чтобы нагреть ее - при превышении температуры тканей 50°C миоциты повреждаются. При использовании криозондов миоциты повреждаются, когда локальная температура достигает температуры ниже примерно минус 40°C. Какое бы устройство для абляции не использовалось, в результате его воздействия произойдет замена активной ткани миокарда на рубцовую ткань, которая будет блокировать распространение возбуждения из аритмогенной зоны. Таким образом, эффективность абляционной процедуры хирургического лечения фибрилляции предсердий, основанной на энергии, состоит в создании постоянного блока проводимости по тому же механизму, что и при хирургическом разрезе и сшивании, после которого создается линия блока в виде рубцовой ткани на всю толщину активного миокарда.Most clinical ablation devices use extreme temperatures to create damage. Most systems apply energy to the tissue to heat it - when tissue temperatures exceed 50 ° C, myocytes are damaged. When using cryoprobes, myocytes are damaged when the local temperature reaches a temperature below about minus 40 ° C. Whatever device for ablation is used, as a result of its impact, the active myocardial tissue will be replaced by scar tissue, which will block the spread of excitation from the arrhythmogenic zone. Thus, the effectiveness of the ablation procedure for surgical treatment of atrial fibrillation based on energy consists in creating a constant block of conduction by the same mechanism as in surgical incision and stitching, after which a block line is created in the form of scar tissue over the entire thickness of the active myocardium.

Для теплогенерирующих технологий абляции, размер и форма созданного повреждения может быть определена по объему ткани, нагретой до 50°C и выше. Иначе говоря, изотермы 50°C образует границу очага поражения, созданного такой технологией. Для нормотермических пациентов, это соответствует локальному повышению температуры тканей на 13°C. По соображениям безопасности, как правило, ни один фрагмент ткани не должен быть нагрет выше 100°C (повышение локальной температуры на 63°C), так как в этом случае образуется пар, который разрушает ткань и даже может привести к перфорации стенки. Так как безопасность, определяемая относительно узким терапевтически эффективным окном, является важным ограничением конструкции инструмента для абляции, то некоторые из них могут оказаться неэффективными, например, при наличии жира на поверхности миокарда предсердий.For heat-generating ablation technologies, the size and shape of the damage created can be determined by the volume of tissue heated to 50 ° C and above. In other words, the isotherm of 50 ° C forms the boundary of the lesion created by such technology. For normothermic patients, this corresponds to a local increase in tissue temperature of 13 ° C. For safety reasons, as a rule, not a single piece of tissue should be heated above 100 ° C (increasing the local temperature by 63 ° C), since in this case steam forms, which destroys the fabric and can even lead to wall perforation. Since safety, defined by a relatively narrow therapeutically effective window, is an important limitation of the design of an ablation instrument, some of them may be ineffective, for example, if there is fat on the surface of the atrial myocardium.

При создании настоящей полезной модели целью была определена разработка эффективного устройства для получения трансмурального повреждения миокарда, закрытого слоем жировой ткани.When creating this useful model, the goal was to develop an effective device for transmural myocardial damage, covered with a layer of adipose tissue.

Известно техническое решение для трансмуральной абляции током высокой частоты тканей, зажатых между двумя электродами [2]. Техническое решение реализовано в коммерческом изделии AtriCure Isolator. Инструмент состоит из двух пластин, на каждой из которых располагается два параллельных электрода из меди покрытых золотом длиной 3-8 см. Ширина каждого электрода составляет 0,12 мм - 0,6 мм. Во время использования зажима ток высокой частоты, коммутируемый с периодом 50 мс, подается через встроенные электроды и нагревает ткани сердца, вызывая при этом повреждения белковых структур миокарда. Зажим позволяет достичь плотного контакта с тканью, с регулируемой степенью компрессии (давление зажима на ткани порядка ЗОН). Сдавливание ткани по всей длине зажима прекращает кровоток в тканях, что исключает конвекционный отвод тепла кровью из зоны нагрева, и улучшает однородность распределения воздействия вдоль всей длины электродов.A technical solution is known for transmural ablation by a high-frequency current of tissues sandwiched between two electrodes [2]. The technical solution is implemented in a commercial AtriCure Isolator product. The tool consists of two plates, on each of which there are two parallel copper electrodes coated with gold 3-8 cm long. The width of each electrode is 0.12 mm - 0.6 mm. During the use of the clamp, a high-frequency current, switched with a period of 50 ms, is supplied through the built-in electrodes and heats the heart tissue, causing damage to the protein structures of the myocardium. The clamp allows you to achieve tight contact with the tissue, with an adjustable degree of compression (the clamping pressure on the tissue is of the order of ZON). Squeezing the tissue along the entire length of the clamp stops the blood flow in the tissues, which eliminates convective heat removal by the blood from the heating zone, and improves the uniformity of the distribution of exposure along the entire length of the electrodes.

Проблема заключается в том, что в области воздействия ткани предсердий обычно закрыты жировой тканью, обладающей высоким удельным сопротивлением электрическому току. Удельное электрическое сопротивление жировой ткани более чем в 10 раз превышает удельное электрическое сопротивление тканей миокарда, что пропорционально уменьшает ток нагрева и в квадратичной зависимости уменьшает мощность нагрева. Это делает устройство при наличии жира не эффективным. Другим недостатком данного решения является нагрев ткани в околоэлектродной зоне до температуры 100°C, что вызывает кипение жидкой составляющей тканевых структур миокарда и, как следствие, сильное разрушение прилегающей ткани. Избыточный нагрев вызван высоким температурным градиентом в околоэлектродной зоне из-за малого размера электрода.The problem is that in the area of exposure, the atrial tissue is usually covered with adipose tissue, which has a high electrical resistivity. The electrical resistivity of adipose tissue is more than 10 times higher than the electrical resistivity of myocardial tissue, which proportionally reduces the heating current and in a quadratic dependence reduces the heating power. This makes the device in the presence of fat is not effective. Another disadvantage of this solution is the heating of tissue in the near-electrode zone to a temperature of 100 ° C, which causes boiling of the liquid component of the myocardial tissue structures and, as a result, severe destruction of adjacent tissue. Excessive heating is caused by a high temperature gradient in the near-electrode zone due to the small size of the electrode.

Известно также техническое решение, реализующее хирургический зажим, с поражением тканей миокарда импульсами электрического тока [3]. Данный инструмент представляет собой зажимное устройство с электродами, зажимы разделены между собой менее чем на 5 мм. Ширина одного электрода составляет 2 мм. Максимальная ширина поражения - не более 10 мм. Тип воздействия импульсный, напряжение каждого импульса порядка 500-1000 В, длительность в пределах от 0,02 мс до 0,1 мс. Максимальная ширина поражения - не более 10 мм. Расчеты показывают, что устройство при указанных режимах вызывает перегрев ткани на 2-3 5°C, это говорит о чисто тепловом поражении ткани.Also known is a technical solution that implements a surgical clamp, with damage to myocardial tissue by electric current pulses [3]. This tool is a clamping device with electrodes, the clamps are separated by less than 5 mm. The width of one electrode is 2 mm. The maximum width of the lesion is not more than 10 mm. The type of exposure is pulsed, the voltage of each pulse is of the order of 500-1000 V, the duration is in the range from 0.02 ms to 0.1 ms. The maximum width of the lesion is not more than 10 mm. Calculations show that the device under these conditions causes tissue overheating by 2-3 5 ° C, this indicates a purely thermal damage to the tissue.

Недостатком данного решения также является проблема низкой эффективности устройства при использовании его в присутствии эпикардиального жира, обладающего высоким удельным сопротивлением электрическому току, а также высокая вероятность перегрева тканей в зоне контакта.The disadvantage of this solution is the problem of the low efficiency of the device when used in the presence of epicardial fat, which has a high electrical resistivity, as well as a high probability of tissue overheating in the contact zone.

В качестве прототипа выбран хирургический зажим Cardioblate® Cryoflex™ производства компании Месга-ошс (США) [4]. Это удобный хирургический зажим для абляции сердечной ткани с криозондом, закрепленным на зажимном элементе устройства. Зажим имеет подвижную и неподвижную части и зажимные элементы, закрепленные на них, с возможностью параллельного перемещения для захвата и сжатия сердечной ткани между зажимными элементами. Источником энергии абляции является аргон. Газ, находящийся под давлением около 150 атмосфер, охлаждается при стравливании через дроссель криозонда, используется эффект Джоуля-Томсона. Температура криозонда достигает минус 150°C на воздухе. По закону Фурье происходит диффузия теплоты между зажатой тканью и охлаждаемым зондом и ткань замораживается. Необратимое повреждение возникает при достижении локальной температуры ткани ниже минус 40°C, повреждение гомогенное, без разрыхления. Наличие жира практически не оказывает никакого влияния на результат. В качестве недостатка рассматриваемого технического решения следует отметить потенциально небезопасное применение газа, находящегося под высоким давлением, и как следствие, высокую сложность устройства. Кроме того, для достижения эффекта абляции требуется аппликация в течение 1-3 минут, а затем ткань самостоятельно еще размораживается в течение нескольких минут, что вызывает проблемы в условиях дефицита времени во время операции, а также недопустимо на работающем сердце.A Cardioblate® Cryoflex ™ surgical clamp manufactured by Mesga-OS (USA) was chosen as a prototype [4]. This is a convenient surgical clamp for ablation of cardiac tissue with a cryoprobe mounted on the clamping element of the device. The clamp has movable and fixed parts and clamping elements fixed to them, with the possibility of parallel movement to capture and compress the cardiac tissue between the clamping elements. The source of ablation energy is argon. A gas under a pressure of about 150 atmospheres is cooled during bleeding through a throttle cryoprobe; the Joule-Thomson effect is used. The temperature of the cryoprobe reaches minus 150 ° C in air. According to Fourier law, heat diffuses between the clamped tissue and the cooled probe and the tissue is frozen. Irreversible damage occurs when the local tissue temperature is below minus 40 ° C, the damage is homogeneous, without loosening. The presence of fat has virtually no effect on the result. As a disadvantage of the considered technical solution, it should be noted the potentially unsafe use of gas under high pressure, and as a result, the high complexity of the device. In addition, to achieve the effect of ablation, application is required for 1-3 minutes, and then the tissue itself is further thawed for several minutes, which causes problems in the absence of time during the operation, and is also unacceptable on a working heart.

Технический результат полезной модели заключается в сокращении времени аппликации и в повышении степени безопасности устройства. Технический результат достигается сокращением времени аппликации при абляции тканей миокарда закрытых жиром до 15-20 с за счет прогрева ткани с двух сторон и исключения этапа размораживания. Тепловое воздействие основано на диффузии теплоты между зажатой тканью и тепловыделяющими элементами по закону Фурье, что вызывает нагрев ткани. Необратимое повреждение возникает при достижении локальной температуры 50°C, повреждение гомогенное, без разрыхления. Наличие жира практически не оказывает никакого влияния на результат, так как его теплопроводность всего в 1,5 раза уступает теплопроводности миокарда. Повышение степени безопасности устройства достигается путем исключения элементов конструкции, находящихся под высоким давлением. Совокупность технических решений приводит к повышению эффективности устройства при абляции тканей предсердий, закрытых жиром.The technical result of the utility model is to reduce the time of application and to increase the degree of security of the device. The technical result is achieved by reducing the time of application for ablation of myocardial tissue covered with fat to 15-20 s due to heating of the tissue on both sides and elimination of the defrosting stage. The thermal effect is based on the diffusion of heat between the clamped fabric and the fuel elements according to the Fourier law, which causes the tissue to heat. Irreversible damage occurs when the local temperature reaches 50 ° C, the damage is homogeneous, without loosening. The presence of fat has virtually no effect on the result, since its thermal conductivity is only 1.5 times inferior to the thermal conductivity of the myocardium. Increasing the degree of safety of the device is achieved by eliminating structural elements that are under high pressure. The combination of technical solutions leads to increased efficiency of the device during ablation of atrial tissue covered with fat.

На фиг. 1 представлено схематичное изображение конструкции теплового зажима.In FIG. 1 is a schematic illustration of the construction of a thermal clamp.

На фиг. 2 изображена схема электрических соединений между источником постоянного тока, нагревательными элементами и элементами контроля температуры нагревателей.In FIG. 2 shows a diagram of electrical connections between a direct current source, heating elements and temperature control elements of heaters.

На фиг. 3. изображен эскиз конструкции тепловыделяющего элемента с термодатчиком.In FIG. 3. A sketch of the design of a fuel element with a temperature sensor is shown.

Тепловой зажим для кардиохирургии, состоит из двух противоположных зажимных элементов 1 и 2, закрепленных соответственно на подвижной 3 и неподвижной 4 частях теплового зажима. Подвижная часть 3 теплового зажима конструктивно встроена в неподвижную часть 4 так, чтобы обеспечивалось параллельное перемещение подвижной части 3 относительно неподвижной части 4. На каждом противоположном зажимном элементе 1 и 2 навстречу друг другу закреплены тепловыделяющие элементы 5, имеющие электропроводное соединение с выходами источника энергии абляции 6 и температурные датчики 7 также имеющие электропроводное соединение с управляющими входами источника энергии абляции 6. С внутренней стороны тепловыделяющих элементов установлены пленочные резистивные нагреватели 8, имеющие электропроводное соединение 10 с выходами источника энергии абляции 6. Источник энергии абляции 6 представляет собой управляемый генератор постоянного электрического тока. Ширина контактной части тепловыделяющего элемента 5 составляет 5-10 мм, а его длина составляет 50-70 мм.The thermal clamp for cardiac surgery consists of two opposite clamping elements 1 and 2, mounted respectively on the movable 3 and fixed 4 parts of the thermal clamp. The movable part 3 of the heat clamp is structurally integrated in the fixed part 4 so that the movable part 3 is relatively moved relative to the fixed part 4. On each opposite clamping element 1 and 2, fuel elements 5 are fixed opposite each other, having an electrically conductive connection with the outputs of the ablation energy source 6 and temperature sensors 7 also having an electrically conductive connection with the control inputs of the ablation energy source 6. On the inside of the fuel elements Film claimed resistive heaters 8 having electrically conductive connection with the energy source 10 outputs ablation 6. ablation energy source 6 is controlled by a constant electric current generator. The width of the contact part of the fuel element 5 is 5-10 mm, and its length is 50-70 mm.

Тепловой зажим для кардиохирургии работает следующим образом. В исходном положении зажимные элементы 1 и 2 находятся на максимальном расстоянии друг от друга. Оператор располагает тепловой зажим таким образом, чтобы ткань-мишень оказалась между зажимными элементами 1 и 2 и рукой выполняет сжатие, воздействуя на ручку 11 подвижной части 3 теплового зажима. Включают источник энергии абляции 6, два выхода источников постоянного тока 12 оказываются подключенными к резистивным пленочным нагревателям 8 и вызывают их нагрев. Теплота через пластины с высокой теплопроводностью 13 тепловыделяющих элементов 5 диффундирует в зажатую ткань. Температура тепловыделяющих элементов 5 регистрируется термодатчиками 7 и используется системой обратной связи 14 для поддержания заданной в диапазоне 70-80°C температуры, путем управляющего воздействия на источники постоянного тока 12. Время аппликации задается в диапазоне 15-20 с. По окончанию аппликации энергия отключается, усилие сжатия снимается и подвижная 3 и неподвижная 4 части теплового зажима раздвигаются действием пружины 15 внутри устройства.Thermal clamp for cardiac surgery works as follows. In the initial position, the clamping elements 1 and 2 are at a maximum distance from each other. The operator positions the thermal clamp so that the target tissue is between the clamping elements 1 and 2 and hand performs compression, acting on the handle 11 of the movable part 3 of the thermal clamp. The ablation energy source 6 is turned on, two outputs of the direct current sources 12 turn out to be connected to the resistive film heaters 8 and cause them to heat up. The heat through the plates with high thermal conductivity 13 of the fuel elements 5 diffuses into the clamped fabric. The temperature of the fuel elements 5 is recorded by the temperature sensors 7 and is used by the feedback system 14 to maintain the temperature set in the range 70-80 ° C, by controlling the influence on the direct current sources 12. The application time is set in the range of 15-20 s. At the end of the application, the energy is turned off, the compression force is removed and the movable 3 and the stationary 4 parts of the thermal clamp are moved apart by the action of the spring 15 inside the device.

Предлагаемое техническое решение является новым и промышленно применимым. Был изготовлен опытный образец предлагаемого устройства. Подвижная и неподвижная части и закрепленные на них зажимные элементы изготовлены из нержавеющей стали. Подвижная часть теплового зажима параллельно перемещается относительно неподвижной части. На каждом зажимном элементе навстречу друг другу закреплены тепловыделяющие элементы, при этом между тепловыделяющим элементом и зажимным элементом вклеен слой термоизоляции. В качестве конструкционного материала тепловыделяющего элемента использована корундовая керамика 22ХС. В качестве нагревателей на керамику нанесены пленочные резисторы, на которые приклеены термопары. Резисторы и термопары соединены с источником энергии абляции проводами МГТФ. В качестве источника энергии абляции использована модифицированная версия аблятора производства ООО «Л.М.Э. «Биоток» (Томск) мощностью 50 Вт на каждый тепловыделяющий элемент.The proposed technical solution is new and industrially applicable. A prototype of the proposed device was made. The movable and fixed parts and the clamping elements attached to them are made of stainless steel. The movable part of the heat clamp moves in parallel with respect to the fixed part. On each clamping element towards each other, fuel elements are fixed, while a layer of thermal insulation is glued between the fuel element and the clamping element. As a structural material of the fuel element used corundum ceramics 22XC. As heaters, ceramic resistors are applied to ceramics, on which thermocouples are glued. Resistors and thermocouples are connected to the ablation energy source by MGTF wires. As a source of ablation energy, a modified version of the ablator manufactured by L.M.E. Biotok (Tomsk) with a power of 50 W for each fuel element.

При тепловом воздействии на мертвые ткани миокарда животных с помощью опытного образца, изготовленного в соответствии с описываемой полезной моделью, при фиксированной температуре 80°C на обоих тепловыделяющих элементах и длительности аппликации 20 с температура в поверхностных и глубоких слоях ткани миокарда составила 80°C и 75°C при отсутствии жира, и 80°C и 65°C при его наличии. Морфологическая картина срезов, полученных в ходе экспериментальных исследований, свидетельствовала о высокой эффективности теплового зажима для создания трансмуральных гомогенных повреждений. Необходимыми условиями гарантированного трансмурального повреждения на расстояниях между зажимными элементами 4-5 мм в случае использования тепловых зажимов являются: температура поверхности тепловыделяющих элементов 80°C, длительность аппликации 15-20 с и ширина зажима не менее 7 мм.When heat is applied to dead animal myocardial tissue using a prototype made in accordance with the described utility model, at a fixed temperature of 80 ° C on both heat-generating elements and application duration of 20 s, the temperature in the surface and deep layers of myocardial tissue was 80 ° C and 75 ° C in the absence of fat, and 80 ° C and 65 ° C in its presence. The morphological picture of the slices obtained in the course of experimental studies indicated the high efficiency of thermal clamping to create transmural homogeneous lesions. The necessary conditions for guaranteed transmural damage at distances between the clamping elements of 4-5 mm in the case of using thermal clamps are: the surface temperature of the fuel elements 80 ° C, the application duration is 15-20 s and the clamp width is at least 7 mm.

Использованные источникиUsed sources

1. А.Г. Филатов, Э.Г. Тарашвили Эпидемиология и социальная значимость фибрилляции предсердий// Анналы аритмологии. - 2012. - №2. - С. 5-13.1. A.G. Filatov, E.G. Tarashvili Epidemiology and social significance of atrial fibrillation // Annals of Arrhythmology. - 2012. - No. 2. - S. 5-13.

2. Пат. 6984233 США, МКИ A61B 18/14, A61, B18/18, A61B 17/00. Transmural ablation device with parallel electrodes. Michael D. Hooven (США); Atricure, Inc (США). - №10/927, 745; Заяв. 27.08.04; Опубл. 10.01.06; НКИ 606/51, 606/52 - 14 с., 52 л. ил.2. Pat. 6984233 USA, MKI A61B 18/14, A61, B18 / 18, A61B 17/00. Transmural ablation device with parallel electrodes. Michael D. Hooven (USA); Atricure, Inc (USA). - No. 10/927, 745; Application 08/27/04; Publ. 01/10/06; NKI 606/51, 606/52 - 14 p., 52 l. silt.

3. Заявка на патент США 20120310237, МКИ A61B 18/14. High-voltage pulse ablation systems and methods. David K. Swanson (США); Estech, Inc. (Endoscopic Technologies, Inc.) (США). - №13/149,687; Заяв. 31.05.11; Опубл. 6.12.12; НКИ 606/41 - 19 с, 12 л.ил.3. Application for US patent 20120310237, MKI A61B 18/14. High-voltage pulse ablation systems and methods. David K. Swanson (USA); Estech, Inc. (Endoscopic Technologies, Inc.) (USA). - No. 13/149,687; Application 05/31/11; Publ. 12/12/12; NKI 606/41 - 19 s, 12 hp

4. Cardioblate® Cryoflex™ [Электронный ресурс]; Режим доступа: http://www.medtronics.com/mics/documents/CryoFlex_BRO_OUS.pdf4. Cardioblate® Cryoflex ™ [Electronic resource]; Access Mode: http://www.medtronics.com/mics/documents/CryoFlex_BRO_OUS.pdf

Claims

1. Thermal clamp for cardiac surgery, comprising: two opposite clamping elements mounted respectively on the movable and fixed parts of the thermal clamp, the movable part of the thermal clamp is structurally integrated into the fixed part so that the moving part of the movable part relative to the fixed part is manually provided with the possibility of transmitting force opposite clamping elements to create pressure on the heart tissue trapped between them, characterized in that on each opposite clamping to the element towards each other are fixed fuel elements having an electrically conductive connection to the outputs of the ablation energy source and temperature sensors having an electrically conductive connection to the control inputs of the ablation energy source.

2. The heat clamp according to claim 1, characterized in that the fuel elements are made of a material with high thermal conductivity, on which film resistive heaters are installed on the inside, having an electrically conductive connection to the outputs of the ablation energy source.

3. The heat clamp according to claim 1, characterized in that the ablation energy source is a controllable generator of direct electric current.

4. The heat clamp according to claim 1, characterized in that the width of the contact part of the fuel element is 5-10 mm, and its length is 50-70 mm.