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Hintergrund
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen das Gebiet der Elektrochirurgie
und insbesondere chirurgische Vorrichtungen, bei denen eine Hochfrequenzspannung
zum Schneiden und Abtragen von Körpergewebe
verwendet wird.
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Herkömmliche
elektrochirurgische Verfahren werden weit verbreitet verwendet,
da sie im Allgemeinen bei Patienten Blutungen verringern, die mit
Gewebeschneidvorgängen
verbunden sind, und die Sichtbedingungen des Chirurgen verbessern.
Diese herkömmlichen
elektrochirurgischen Techniken zur Behandlung stützten sich typischerweise auf
thermische Verfahren, um Flüssigkeit
innerhalb von Gewebe schnell zu erwärmen und zu verdampfen und
um eine Zerstörung
von Zellen zu bewirken. Bei der herkömmlichen monopolaren Elektrochirurgie
wird beispielsweise elektrischer Strom entlang einer definierten
Bahn von der freigelegten oder aktiven Elektrode durch den Körper des
Patienten zur Gegenelektrode geleitet, die außen an einer geeigneten Stelle
auf der Haut des Patienten befestigt ist. Des weiteren müssen, da
die definierte Bahn durch den Körper
des Patienten eine relativ hohe elektrische Impedanz aufweist, typischerweise
große
Spannungsdifferenzen zwischen der aktiven und der Gegenelektrode
zur Einwirkung gebracht werden, um einen Strom zu erzeugen, der
zum Schneiden oder Koagulieren des Zielgewebes geeignet ist. Dieser
Strom kann aus Versehen entlang lokalisierter Bahnen im Körper mit weniger
Impedanz als auf der definierten elektrischen Bahn fließen. Diese
Situation erhöht
den Strom, der über
diese Bahnen fließt,
wesentlich, was möglicherweise
eine Schädigung
oder Zerstörung von
Gewebe entlang dieser Bahn und um diese herum verursacht.
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Bipolare
elektrochirurgische Vorrichtungen haben einen inhärenten Vorteil
im Vergleich zu monopolaren Vorrichtungen, da die Rücklaufstrombahn nicht
durch den Patienten über
die unmittelbare Stelle der Anbringung der bipolaren Elektroden
hinaus führt.
Bei bipolaren Vorrichtungen sind die sowohl aktive als auch die
Gegenelektrode typischerweise freigelegt, so dass beide Gewebe kontaktieren
können, wodurch
eine Rücklaufstrombahn
von der aktiven zur Gegenelektrode durch das Gewebe geschaffen wird. Ein
Nachteil bei dieser Konfiguration ist jedoch, dass die Gegenelektrode
eine Gewebeaustrocknung oder -zerstörung an ihrem Kontaktpunkt
mit dem Gewebe des Patienten verursachen kann.
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Eine
weitere Begrenzung der herkömmlichen
bipolaren und monopolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist
es, dass sie für
das genaue Entfernen (d.h. Abtragen) von Gewebe nicht geeignet sind.
Beispielsweise arbeiten herkömmliche
elektrochirurgische Schneidvorrichtungen typischerweise durch die
Schaffung einer Spannungsdifferenz zwischen der aktiven Elektrode
und dem Zielgewebe, was bewirkt, dass sich über dem physikalischen Spalt
zwischen der Elektrode und dem Gewebe ein Lichtbogen bildet. An
dem Kontaktpunkt der Lichtbögen
mit Gewebe tritt aufgrund der hohen Stromdichte zwischen der Elektrode
und dem Gewebe ein rasches Erwärmen
des Gewebes auf. Diese hohe Stromdichte bewirkt, dass Zellfluida
schnell zu Dampf verdampft werden, wodurch entlang der Bahn des
lokalisierten Erwärmens
des Gewebes ein "Schneideffekt" auftritt. Das Gewebe
wird entlang der Bahn des verdampften Zellfluids geteilt, was eine
unerwünschte
gleichzeitig auftretende Gewebeschädigung in Bereichen induziert,
die die Zielgewebestelle umgeben.
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Die
Verwendung von elektrochirurgischen Verfahren (sowohl monopolar
als auch bipolar) in elektrisch leitfähigen Umgebungen kann des weiteren
problematisch sein. Beispielsweise erfordern viele arthroskopische
Verfahren das Spülen
des zu behandelnden Bereichs mit isotonischer Kochsalzlösung, sowohl
um ein isotonisches Milieu aufrechtzuerhalten als auch um das Blickfeld
klar zu halten. Das Vorhandensein von Kochsalzlösung, die ein sehr leitfähiger Elektrolyt
ist, kann ein Kurzschließen
der aktiven Elektrode(n) in der herkömmlichen monopolaren und bipolaren
Elektrochirurgie verursachen. Ein solches Kurzschließen verursacht
ein unnötiges
Erwärmen
in der Behandlungsumgebung und kann des weiteren eine nichtspezifische
Gewebezerstörung verursachen.
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Gegenwärtige für die Gewebeabtragung
verwendete, elektrochirurgische Techniken haben auch den Nachteil,
dass sie unfähig
sind, die Tiefe der Nekrose in dem Gewebe, das behandelt wird, zu
steuern. Die meisten elektrochirurgischen Vorrichtungen stützen sich
auf die Schaffung eines Lichtbogens zwischen der Behandlungselektrode
und dem Gewebe, das geschnitten oder abgetragen wird, um das gewünschte lokalisierte
Erwärmen
zu bewirken. Solche Lichtbögen
erzeugen jedoch oft sehr hohe Temperaturen, was eine Tiefe der Nekrose
von mehr als 500 μm,
häufiger
mehr als 800 μm
und manchmal sogar 1700 μm,
verursacht. Die Unfähigkeit,
eine solche Tiefe der Nekrose zu steuern, ist ein beträchtlicher Nachteil
bei der Verwendung elektrochirurgischer Techniken für die Gewebeabtragung,
insbesondere bei arthroskopischen Verfahren zum Abtragen und/oder
Umgestalten von Bindegewebsknorpeln, Gelenkknorpeln, Meniskusgewebe
und dergleichen.
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In
dem Bemühen,
mindestens einige dieser Einschränkungen
der Elektrochirurgie zu überwinden,
wurden Laservorrichtungen zur Verwendung bei arthroskopischen und
anderen chirurgischen Verfahren entwickelt. Laser haben nicht den
Nachteil einer elektrischen Kurzschließung in leitfähigen Umgebungen,
und bestimmte Arten von Lasern gestatten ein besonders gesteuertes
Schneiden mit einer begrenzten Tiefe der Nekrose. Trotz dieser Vorteile
weisen Laservorrichtungen eine eigene Reihe von Mängeln auf.
Erstens können
Laservorrichtungen aufgrund der Kosten sehr teuer sein, die mit
den Laserlichtquellen verbunden sind. Des weiteren stellen diejenigen
Laser, die akzeptable Tiefen der Nekrose (wie Excimerlaser, Erbium:
YAG-Laser und dergleichen) gestatten, eine sehr geringe volumetrische
Abtragungsrate zur Verfügung,
was ein besonderer Nachteil beim Schneiden und Abtragen von Bindegewebsknorpeln,
Gelenkknorpeln und Meniskusgewebe ist. Die Holmium: YAG- und Nd:
YAG-Laser stellen viel größere volumetrische
Abtragungsraten zur Verfügung,
können
jedoch die Tiefe der Nekrose viel weniger steuern als die langsameren
Laservorrichtungen. Die CO2-Laser stellen
eine hohe Abtragungsrate und eine geringe Tiefe der Gewebenekrose
zur Verfügung,
können
jedoch nicht in einem mit Flüssigkeit gefüllten Hohlraum
arbeiten.
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Excimer-Laser,
die in einer ultravioletten Wellenlänge arbeiten, verursachen eine
Photodissoziation des menschlichen Gewebes, allgemein als Kaltabtragung
bezeichnet. Durch diesen Mechanismus können organische Moleküle in leichte
Kohlenwasserstoffgase zerfallen, die von der Zielstelle entfernt
werden. Eine solche Photodissoziation verringert die Wahrscheinlichkeit
einer thermischen Beschädigung
von Gewebe außerhalb
der Zielstelle. Obgleich Excimerlaser vielversprechend sind, müssen sie
mit Impulsen betrieben werden, so dass Abtragungsfahnen, die während der
Operation erzeugt werden können,
entfernt werden können.
Dies verhindert ein übermäßiges sekundäres Erwärmen der Fahne
der Abtragungsprodukte, was die Wahrscheinlichkeit von gleichzeitig
auftretender Gewebeschädigung
erhöhen
sowie die Abtragungsrate verringern kann. Unglücklicherweise verringert der
gepulste Modus des Betriebs die volumetrische Abtragungsrate; was
die Zeitdauer verlängern
kann, die bei der Operation verbracht wird.
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Medizinische
Behandlungen, die das Entfernen, Schneiden oder Umgestalten von
Knochenmaterial im Körper
erfordern, haben zu einer Vielzahl von Klingeninstrumenten, Mikrodebridementinstrumenten,
Bohrern und anderen chirurgischen Vorrichtungen vom Schneidtyp geführt. Das
Gestalten oder Entfernen von Knochen kann bei einer Vielzahl von medizinischen
Verfahren, wie beim Implantieren von Prothesen, dem Zugang zu geschlossenen
Bereichen wie dem Schädel,
dem Anbringen von Nahtbefestigungsmitteln bei der arthroskopischen
Chirurgie, der endoskopischen Nebenhöhlenchirurgie und dergleichen,
erforderlich sein. Durch das Aufbringen von Kraft und das Positionieren
einer Schneidkante verwenden diese Vorrichtungen typischerweise
abschleifende und Scherkräfte,
um das Knochenmaterial wie gewünscht
zu beeinflussen.
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Obgleich
sie ihren Platz auf dem Schauplatz der Chirurgie noch beibehalten,
haben diese herkömmlichen
Schneidtechniken und -vorrichtungen einige Nachteile. Bei einigen
dieser Techniken ist es oft schwierig, das distale Ende der Vorrichtung
in den Zielbereich, wie die Synovialtasche des Knies, vorzuschieben.
Unter anderen Umständen
gestatten räumliche
Einschränkungen
am Zielbereich auch keinen ordnungsgemäßen Bewegungsbereich oder auch
keine ordnungsgemäße Anwendung
von Kraft, die erforderlich ist, um das anvisierte Knochengewebe
zu entfernen. Die Erzeugung von Knochensplittern und anderen Trümmern kann
Materialwolken erzeugen, die das Sichtfeld der Bedienungsperson
beeinträchtigen.
Knochensplitter sind auch Nebenprodukte, die typischerweise entweder
während
der Operation oder nach dem Beendigen des Verfahrens sorgfältig entfernt
werden müssen,
um Komplikationen, die mit dem ursprünglichen Verfahren zusammenhängen, zu
vermeiden. Das Erfordernis von Führungslöchern und
anderen Führungsschnitten
für diese
herkömmlichen
Vorrichtungen hemmt, wenn sie an gewinkelten Oberflächen verwendet
werden, den chirurgischen Wirkungsgrad. Des weiteren führt die sehr
aggressive Behandlung, die zum Schneiden oder Gestalten von Knochenmaterial
mit herkömmlichen
Vorrichtungen erforderlich ist, oft zu einem ungenauen Abtragen
des Zielknochenmaterials und einem übermäßigen Trauma für das Gewebe,
das unmittelbar um die Zielstelle herum liegt.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung stellt Systeme und Vorrichtungen zum selektiven
Anlegen von elektrischer Energie an Körpergewebe zur Verfügung. Insbesondere
werden Systeme zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung in Gegenwart
eines elektrisch leitfähigen
Fluids zur Schaffung eines Plasmas von relativ niedriger Temperatur
zur Verfügung
gestellt, um dem Plasma benachbartes oder in Kontakt mit dem Plasma
befindliches Gewebe abzutragen.
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Ein
Verfahren zur Verwendung der vorliegenden Erfindung umfasst das
Positionieren einer chirurgischen Sonde oder eines Katheters benachbart
der Zielstelle, so dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in
Gegenwart eines elektrisch leitfähigen
Fluids in Kontakt mit einem Zielgewebe oder in enger Nähe zu diesem
gebracht wird bzw. werden. Das elektrisch leitfähige Fluid kann direkt der
bzw. den aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe zugeführt werden,
oder die gesamte Zielstelle kann von dem leitfähigen Fluid bedeckt sein. Dann
wird Hochfrequenzspannung zwischen dem Elektrodenanschluss bzw.
den Elektrodenanschlüssen
und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) zur Erzeugung eines Plasmas
benachbart der bzw. den aktiven Elektrode(n) und zum volumetrischen
Entfernen oder Abtragen von mindestens einem Teil des Zielgewebes
angelegt. Die Hochfrequenzspannung erzeugt elektrische Felder um
die aktive(n) Elektrode(n) herum mit einer ausreichenden Energie,
um das leitfähige
Fluid benachbart der bzw. den aktiven Elektro de(n) zu ionisieren.
Freie Elektronen werden innerhalb des ionisierten Gases oder Plasmas
beschleunigt und das Auftreffen von Elektronen auf Atome setzt mehr
Elektronen frei und der Prozess kaskadiert, bis das Plasma ausreichend Energie
enthält,
um die Gewebemolekühle
auseinanderzubrechen, was eine molekulare Dissoziation und Abtragung
des Zielgewebes verursacht.
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Die
an den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse angelegte
Hochfrequenzspannung kann ausreichen, um das elektrisch leitfähige Fluid
(z.B. Gel oder Kochsalzlösung)
zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und
dem Gewebe zu verdampfen. Ein ionisiertes Plasma wird innerhalb
des verdampften Fluids gebildet und geladene Teilchen (z.B. Elektronen) werden
in Richtung auf das Gewebe beschleunigt, um den molekularen Zerfall
oder die molekulare Zersetzung mehrerer Zellschichten des Gewebes
zu verursachen. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen
Entfernen des Gewebes begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten,
geladenen Teilchen innerhalb der Plasmaschicht begrenzt den molekularen
Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um die Beschädigung und
Nekrose des darunter liegenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen.
Dieser Prozess kann genau gesteuert werden, um das volumetrische
Entfernen des Gewebes mit einer Dicke von so wenig wie 10 bis 150 μm mit einer
minimalen Erwärmung
oder Beschädigung
der umgebenden oder darunter liegenden Gewebestrukturen durchzuführen. Eine
vollständigere Beschreibung
dieses Phänomens
liefert das Patent US-A-5,697,882.
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Das
Gewebe kann direkt durch Kontaktieren des Zielgewebes mit dem Plasma
abgetragen werden. Die aktive(n) Elektrode(n) kann bzw. können von dem
Gewebe in einem ausreichenden Abstand angebracht werden, um den
Kontakt zwischen dem Gewebe und dem um die aktive(n) Elektrode(n)
herum gebildeten Plasma auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden.
Die Anmelderin nimmt an, dass die Elektronen, die den elektrischen
Strom führen, heißer sind
als die Ionen innerhalb des Plasmas. Bei diesen Beispielen wird
der Kontakt zwischen den erwärmten
Elektronen in dem Plasma und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt,
da diese Elektronen von dem Plasma durch das leitfähige Fluid
zu der bzw. den Gegenelektrode(n) zurück wandern. Die Ionen innerhalb
des Plasmas besitzen jedoch unter bestimmten Bedingungen, wie höheren Spannungen, ausreichend
Energie, um sich über
das Plasma hinaus zum Gewebe zu beschleunigen. So tragen die Elektronen,
die von dem Zielgewebe weggetragen werden, den größten Teil
der thermischen Nebenprodukte des Plasmas mit sich, was es gestattet,
dass die Ionen die Gewebemoleküle
auf eine im Wesentlichen nichtthermische Weise auseinanderbrechen.
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Das
Verfahren kann des weiteren den Schritt des Verdampfens des elektrisch
leitfähigen
Fluids in der Nähe
der aktiven Elektrode(n) in ein Plasma bei relativ niedrigen Temperaturen,
vorzugsweise weniger als etwa 100°C,
stärker
bevorzugt weniger als etwa 80°C,
umfassen. Die niedrigere Temperatur des leitfähigen Fluids verringert jegliches
Risiko einer unerwünschten
thermischen Schädigung
des Gewebes, das die Zielstelle umgibt, weiter und sorgt für ein noch
genaueres Entfernen des Gewebes. Unter einem Aspekt des Verfahrens
der Verwendung der Erfindung wird eine Umgebung verringerten Drucks
um die aktive(n) Elektrode(n) erzeugt, um die Verdampfungstemperatur
des leitfähigen
Fluids herabzusetzen. Unter anderen Aspekten besitzt das elektrisch leitfähige Fluid
selbst eine relativ niedrige Verdampfungstemperatur (z.B. vorzugsweise
unter etwa 100°C
oder unter 80°C)
bei Atmosphärendruck.
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Unter
einem Aspekt der Erfindung stellt die vorliegende Erfindung eine
Vorrichtung zum Erhöhen des
Energieniveaus des ionisierten Plasmas, das an dem Ende der elektrochirurgischen
Sonde erzeugt wird, zur Verfügung.
Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird dies durch Ändern
des leitfähigen
Fluids bewirkt, um entweder seine Leitfähigkeit zu erhöhen oder
um die Menge oder Stärke
der Ionen in dem ionisierten Plasma zu erhöhen. Bei einigen Ausführungsformen
kann eine Kochsalzlösung
mit einem höheren
Gehalt an Natriumchlorid als eine herkömmliche Kochsalzlösung (der
in der Größenordnung
von etwa 0,9 % Natriumchlorid liegt), z.B. in der Größenordnung
von mehr als 1 % oder zwischen etwa 3 % und 20 %, erwünscht sein.
Alternativ kann die Erfindung mit unterschiedlichen Typen von leitfähigen Fluida
verwendet werden, die die Energie der Plasmaschicht beispielsweise
durch Erhöhen
der Menge der Ionen in dem Plasma oder durch Zurverfügungstellen von
Ionen mit einem höheren
Energieniveau als Natriumionen erhöhen. Die vorliegende Erfindung
kann beispielsweise mit anderen Elementen als Natrium, wie Kalium,
Magnesium, Calcium und anderen Metallen nahe dem linken Ende des
Periodensystems, verwendet werden. Des weiteren können andere elektronegative
Elemente wie Fluor statt Chlor verwendet werden.
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Unter
einem anderen Aspekt der Erfindung wird ein elektrisch leitfähiges Fluid
mit einer verringerten Ionenstärke
oder einer verringerten Leitfähigkeit
gewählt.
Die Anmelderin hat gefunden, dass diese leitfähigen Fluida die Initiierung
der Plasmaschicht unter bestimmten Bedingungen, wie einem geringeren
Spannungsniveau oder wenn ein Saugdruck in der Nähe der aktiven Elektrode(n)
zur Einwirkung gebracht wird, erleichtern kann. Bei einer spezifischen Konfiguration
werden Kochsalzlösungen
mit Konzentrationen von weniger als derjenigen der isotonischen Kochsalzlösung (z.B.
weniger als etwa 0,9 % Natriumchlorid) verwendet, um die Initiierung
der Plasmaschicht zu erleichtern oder für ein weniger aggressives Abtragen
von Gewebe zu sorgen.
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Unter
einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung werden Ionenteilchen,
die in dem elektrisch leitfähigen
Fluid enthalten sind, gewählt,
um spezifische Farben, wie von dem Benutzer bei Verwendung mit der
elektrochirurgischen Sonde gewünscht,
fluoreszieren zu lassen. Bei bevorzugten Ausführungsformen wird die Farbe
der Fluoreszenz gewählt,
um die Farbe zu simulieren, die von einem Excimerlaser während des
Abtragens abgegeben wird, z.B. blau oder purpur. Eine solche Farbe
sorgt für
einen bestimmten psychologischen Nutzen für den Benutzer und den Patienten
während
der Elektrochirurgie.
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Erfindungsgemäße Vorrichtungen
umfassen im Allgemeinen ein elektrochirurgisches Instrument mit
einem Schaft mit einem proximalen und einem distalen Ende, einer
oder mehreren aktiven Elektrode(n) am distalen Ende und einen oder
mehrere Anschlussteile bzw. Verbinder, die die aktive(n) Elektrode(n)
an eine Quelle von elektrischer Hochfrequenzenergie koppeln. Bei
einigen Ausführungsformen umfasst
das Instrument einen Katheter, der für eine perkutane und/oder transluminale
Zuführung
bestimmt ist. Bei anderen Ausführungsformen
umfasst das Instrument eine steifere Sonde, die für die perkutane
oder direkte Zuführung
bei entweder offenen Verfahren oder Verfahren des Portzugangstyps
bestimmt ist. Bei beiden Ausführungsformen
umfasst die Vorrichtung eine Hochfrequenzenergieversorgung zum Anlegen
einer Hochfrequenzspannung an den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse.
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Die
Vorrichtung kann des weiteren eine Versorgungsquelle für das elektrisch
leitfähige
Fluid und ein Fluidzuführungselement
zum Zuführen
von elektrisch leitendem Fluid zu dem Elektrodenanschluss bzw. den
Elektrodenanschlüssen
und der Zielstelle umfassen. Das Fluidzuführungselement kann sich an dem
Instrument, beispielsweise einem Fluidlumen oder -rohr, befinden,
oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Alternativ kann
ein elektrisch leitendes Gel oder Spray wie ein Kochsalzelektrolyt oder
ein anderes leitfähiges
Gel auf die Zielstelle aufgebracht werden. Bei dieser Ausführungsform
muss die Vorrichtung kein Fluidzuführungselement aufweisen. Bei
beiden Ausführungsformen
erzeugt das elektrisch leitende Fluid vorzugsweise eine Stromflussbahn
zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren
Gegenelektrode(n). Bei einer beispielhaften Ausführungsform befindet sich die
Gegenelektrode an dem Instrument und ist von der bzw. den aktiven
Elektrode(n) um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um eine
Stromkurzschließung
dazwischen im Wesentlichen zu vermeiden oder auf ein Minimum herabzusetzen
und um die Gegenelektrode gegenüber
dem Gewebe an der Zielstelle abzuschirmen.
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Das
elektrochirurgische Instrument umfasst vorzugsweise ein elektrisch
isolierendes Elektrodenabstützelement,
vorzugsweise aus einem anorganischen Abstützmaterial (z.B. Keramik, Glas,
Glas/Keramik usw.), mit einer Gewebebehandlungsoberfläche am distalen
Ende des Instrumentenschafts. Ein Elektrodenanschluss oder mehrere
Elektrodenanschlüsse
ist bzw. sind mit dem Elektrodenabstützelement derart gekoppelt
oder einstückig
damit ausgebildet, dass der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse von
der Gegenelektrode beabstandet ist bzw. sind. Bei einer Ausführungsform
umfasst das Instrument eine Elektrodenanordnung mit einer Vielzahl
von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen, die in dem Elektrodenabstützelement
derart eingebettet sind, dass sich die Elektrodenanschlüsse etwa
0,0 mm bis etwa 10 mm distal von der Gewebebehandlungsoberfläche des
Elektrodenabstützelements
befinden. Bei dieser Ausführungsform umfasst
die Sonde des weiteren ein Lumen oder mehrere Lumina zur Zuführung des
elektrisch leitfähigen
Fluids und/oder zum Ansaugen der Zielstelle an eine oder mehrere Öffnung(en)
um die Gewebebehandlungsstelle des Elektrodenabstützelements herum.
Bei einer beispielhaften Ausführungsform
erstreckt sich das Lumen durch ein Fluidrohr, das außerhalb
des Sondenschafts liegt, der proximal zu der Gegenelektrode endet.
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Bei
einer spezifischen Konfiguration umfasst das elektrochirurgische
Instrument ein isolierendes Element um die aktive(n) Elektrode(n)
herum, das eine Plasmakammer benachbart der aktiven Elektrode(n)
bildet. Das isolierende Element umfasst vorzugsweise ein anorganisches
Material wie Keramik oder Glas, und es kann ein durchsichtiges Material umfassen,
das es dem Arzt gestattet, das darin gebildete Plasma zu betrachten.
Bei einigen Ausführungsformen
ist bzw. sind die Gegenelektrode(n) außerhalb der Plasmakammer proximal
beabstandet an dem Instrument wie vorstehend beschrieben angeordnet.
Bei anderen Ausführungsformen
kann bzw. können
die Gegenelektrode(n) innerhalb des isolierenden Elements derart
angeordnet sein, dass die elektrischen Ströme vollständig in der Plasmakammer eingeschlossen
sind; bei einer Ausführungsform umfasst
das Instrument des weiteren ein Fluidlumen zum Zuführen von
elektrisch leitfähigem
Fluid zur Plasmakammer und ein zweites Fluidlumen zum Ansaugen von überschüssigem leitfähigen Fluid
aus der Plasmakammer. Das Fluidlumen erzeugt ein Fluidumlaufsystem,
um die Menge an leitfähigem
Fluid, das auf den Patienten austritt, auf ein Minimum herabzusetzen
und um die Temperatur des leitfähigen Fluids
in der und um die Plasmakammer herum zu verringern.
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Ein
weiteres Verfahren der Verwendung der vorliegenden Erfindung umfasst
das Positionieren einer elektrochirurgischen Sonde oder eines Katheters benachbart
der Zielstelle, so dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in
mindestens teilweisem Kontakt oder enger Nähe zu einer gehärteten Körperstruktur des
Patienten wie dem Oberschenkelknochen oder einem Knochensplitter
in einem Ellbogengelenk oder den dünnen Knochen in der Nasen höhle gebracht wird
bzw. werden. Dann wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der bzw.
den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt,
um mindestens einen Teil der gehärteten Körperstruktur
in situ zu entfernen oder abzutragen.
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Das
Material, z.B. Knochen oder gehärtete Calciumablagerungen,
kann durch molekulare Dissoziations- oder Zerfallverfahren entfernt
werden. Bei diesen Beispielen reicht die Hochfrequenzspannung, die
an die aktive(n) Elektrode(n) angelegt wird, aus, um ein elektrisch
leitfähiges
Fluid (z.B. Gel oder Kochsalzlösung)
zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und dem Knochen zu verdampfen.
Ein ionisiertes Plasma wird innerhalb des verdampften Fluids gebildet,
und geladene Teilchen (z.B. Elektronen) werden in Richtung auf den
Knochen beschleunigt, um den molekularen Zerfall oder die molekulare Zersetzung
von mehreren Zellschichten des Knochen zu bewirken. Diese molekulare
Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen des Knochens
begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen
innerhalb der Plasmaschicht begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess
auf die Oberflächenschicht,
um eine Beschädigung
und Nekrose des darunter liegenden Knochengewebes auf ein Minimum
herabzusetzen. Dieser Prozess kann genau gesteuert werden, um das
volumetrische Entfernen des Knochengewebes einer Dicke von nur 10
bis 150 μm
mit minimalem Erwärmen oder
minimaler Beschädigung
der umgebenden oder darunter liegenden Knochengewebestrukturen durchzuführen. Eine
vollständigere
Beschreibung dieses Phänomens
ist in dem US-Patent Nr. 5,683,366 beschrieben.
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Das '366 Patent beschreibt
Verfahren und Vorrichtungen zum Entfernen von Gewebe mit molekularen
Dissoziations- oder Zerfallprozessen. Die vorliegende Erfindung
beschäftigt
sich mit dem Entfernen von Knochen oder anderem gehärteten Material
mit ähnlichen
Prozessen. Die Anmelderin hat gefunden, dass bei Vorhandensein von
ordnungsgemäßen Bedingungen
(z.B. Typ des leitfähigen
Fluids, der Konfiguration der aktiven Elektrode(n) und Gegenelektrode(n),
des Spannungsniveaus usw.) die vorliegende Erfindung verwendet werden
kann, um die molekulare Dissoziation oder den molekularen Zerfall
von Knochen, kalzifizierten Fragmenten und anderem harten Material
im Körper
eines Patienten durchzuführen.
Es ist liegt auf der Hand, dass die für die molekulare Dissoziation
des Knochens erforderliche Energie höher ist als diejenige, die
für Gewebe, insbesondere
weiches Gewebe, erforderlich ist. So stellt die vorliegende Erfindung
eine Vorrichtung zum Erhöhen
des Energieniveaus des ionisierten Plasmas, das am Ende der elektrochirurgischen
Sonde erzeugt wird, zur Verfügung.
Bei einigen Ausführungsformen
wird dies durch die Verwendung von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n)
mit Oberflächengeometrien,
die zur Förderung
der elektrischen Feldstärke
und der damit verbundenen Stromdichte entlang der Führungskanten
der Elektroden gestaltet sind, erreicht. Geeignete Oberflächengeometrien können durch
Schaffen von Elektrodenformen, die vorzugsweise scharfe Kanten umfassen,
oder durch Schaffen von Unebenheiten oder anderen Oberflächenrauigkeiten
an der bzw. den aktiven Fläche(n) der
Elektroden erhalten werden. Bei anderen Ausführungsformen wird dies durch
Erhöhen
des Spannungsniveaus, das zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n)
und der Gegenelektrode angelegt wird, bewirkt. Bei noch anderen
Ausführungsformen
wird dies durch Ändern
des leitfähigen
Fluids bewirkt, um entweder seine Leitfähigkeit zu erhöhen oder
um die Menge oder Stärke
der Ionen im ionisierten Plasma zu erhöhen.
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Ein
Verfahren der Verwendung einer Ausführungsform zum Entfernen von
Knochen oder gehärteten
Körperstrukturen
umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n)
und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens
von elektrisch leitfähigem
Fluid an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle oder
der Elektrodenanordnung zugeführt
oder auf dieser zur Einwirkung gebracht, so dass eine Stromflussbahn
zwischen den aktiven und den Gegenelektroden durch das leitfähige Fluid
besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird auf die aktive(n) und die
Gegenelektrode(n) angelegt, um ein ionisiertes Plasma an der Zielstelle
wie vorstehend erörtert
zu erzeugen. Bei dieser Ausführungsform
wird das leitfähige
Fluid derart ausgewählt,
dass das Plasma eine ausreichende Stärke besitzt, um eine molekulare
Dissoziation des Knochens oder eines anderen gehärteten Materials durchzuführen. So
weist das leitfähige
Fluid eine ausreichende Leitfähigkeit
und Ionenstärke auf,
um die erforderlichen Bedingungen für das Plasma zu schaffen. Bei
der repräsentativen
Ausführungsform
beträgt
die angelegte Spannung mindestens 150 Volt rms, und das leitfähige Fluid
umfasst isotonische Kochsalzlösung
mit einer Natriumchloridkonzentration von mindestens 3 %, vorzugsweise mindestens
5 %.
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Ein
Verfahren der Verwendung einer weiteren Ausführungsform zum Entfernen von
Knochen oder gehärteten
Körperstrukturen
umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n)
und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens
von elektrisch leitfähigem Fluid
an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle
oder der Elektrodenanordnung zugeführt oder dort zur Einwirkung
gebracht, so dass eine Stromflussbahn zwischen den aktiven und den
Gegenelektroden durch das leitfähige
Fluid besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird an die aktive(n) und
die Gegenelektrode(n) angelegt, um ein ionisiertes Plasma an der
Zielstelle wie vorstehend erörtert zu
erzeugen. Bei dieser Ausführungsform
umfasst das leitfähige
Fluid eine isotonische Kochsalzlösung mit
einer Natriumchloridkonzentration von mindestens 0,9 %, und die
Spannung wird derart gewählt, dass
das Plasma eine ausreichende Stärke
aufweist, um die molekulare Dissoziation des Knochens oder des anderen
gehärteten
Materials zu bewirken.
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Bei
der repräsentativen
Ausführungsform beträgt die Spannung
etwa 200 bis 1000 Volt rms, typischerweise etwa 450 bis 750 Volt
rms. Die Spitze-Spitze-Spannung mit einer Rechteckwellenform (d.h.
Scheitelfaktor von etwa 2) liegt im Bereich von etwa 400 bis 2000
Volt, typischerweise etwa 900 bis 1500 Volt.
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Ein
Verfahren der Verwendung einer weiteren Ausführungsform zum Entfernen von
Knochen oder gehärteten
Körperstrukturen
umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n)
und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens
von elektrisch leitfähigem Fluid
an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle
oder der Elektrodenanordnung zugeführt oder auf dieser zur Einwirkung
gebracht, so dass eine Stromflussbahn zwischen den aktiven und den
Gegenelektroden durch das leitfähige
Fluid besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird zwischen der bzw.
den aktiven und der bzw, den Gegenelektrode(n) angelegt, um ein
ionisiertes Plasma an der Zielstelle wie vorstehend erörtert zu
erzeugen. Bei dieser Ausführungsform
umfasst das leitfähige
Fluid isotonische Kochsalzlösung
mit einer Natriumchloridkonzentration von mindestens etwa 0,9 %,
eine Spannung von mindestens etwa 150 Volt rms, und die Geometrie
der aktiven und der Gegenelektrode(n) wird derart gewählt, dass
das Plasma eine ausreichende Stärke
hat, um eine molekulare Dissoziation des Knochens oder des anderen
gehärteten
Materials zu bewirken. Bei der repräsentativen Ausführungsform umfasst
bzw, umfassen die aktive(n) Elektrode(n) scharfe Kanten oder Punkte
und einen freigelegten Oberflächenbereich,
der wesentlich kleiner als der freigelegte Oberflächenbereich
der Gegenelektrode ist. Bei der beispielhaften Ausführungsform
ist die Gegenelektrode etwa 0,5 bis 25 mm von der bzw. den aktiven
Elektrode(n) proximal beabstandet und umfasst ein ringförmiges Band
mit einer im Wesentlichen glatten Oberfläche, um Stromdichten an der Oberfläche der
Gegenelektrode auf ein Minimum herabzusetzen. Die aktive(n) Elektrode(n)
umfasst bzw. umfassen eine oder mehrere relativ kleine (im Vergleich
zur Gegenelektrode), konisch geformte Elektrode(n) mit einem distalen
Punkt zum Maximieren der Stromdichte um diesen Punkt herum und zum
Erhöhen
der Stärke
der Plasmaschicht.
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Ein
Verfahren der Verwendung eines spezifischen Aspekts der Erfindung
wird für
das volumetrische Entfernen von Knochenmaterial nahe des Kniegelenks
zur Verfügung
gestellt. Bei diesem Verfahren wird eine elektrochirurgische Sonde
oder ein Katheter durch Kanülen
oder in einer offenen Umgebung zur Zielstelle innerhalb des Knies
derart vorwärts
bewegt, dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) benachbart oder
in Kontakt mit dem Knochenmaterial angeordnet wird bzw. werden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform
wird ein elektrisch leitendes Fluid zu der Zielstelle derart gerichtet,
dass sich das Fluid zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und
einer oder mehreren Gegenelektrode(n) befindet, die proximal zu
der bzw. den aktiven Elektrode(n) angeordnet ist bzw. sind, um eine
Stromflussbahn von der bzw. den aktiven Elektrode(n) zu der bzw.
den Gegenelektrode(n) zu schaffen. Eine Hochfrequenzspannung wird
zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und der bzw. den Gegenelektrode(n)
angelegt, um mindestens einen Teil des Zielknochenmaterials volumetrisch
zu entfernen oder abzutragen.
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Ein
Verfahren der Verwendung eines weiteren Aspekts der Erfindung wird
für das
Entfernen von Gewebe und Knochen in der Nasenhöhle oder einer paranasalen
Nebenhöhle
eines Patienten, um eine Blockade wie angeschwollenes, nasales Gewebe, Schleimhautmembranen,
Nasenmuscheln, Polypen, Neoplasmen, Knorpel (z.B. nasales Septum)
oder dergleichen zu entfernen, zur Verfügung gestellt. Bei diesem Verfahren
wird bzw. werden eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in die Nasenhöhle entweder endoskopisch
durch eine der Nasenpassagen oder direkt in einem offenen Verfahren
geführt.
Ein elektrisch leitfähiges
Fluid wie eine isotonische Kochsalzlösung wird der Zielstelle innerhalb
der oder um die Nasenhöhle
herum zugeführt,
um die aktive(n) Elektrode(n) mit dem Fluid im Wesentlichen zu umgeben. Alternativ
kann ein viskoseres Fluid wie ein elektrisch leitfähiges Gel
auf die Zielstelle derart aufgebracht werden, dass die aktive(n)
Elektrode(n) während
des Verfahrens in das Gel eingetaucht wird bzw. werden. Bei beiden
Verfahren wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den aktiven
Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt, um
mindestens einen Teil des Knochens und Gewebes zu entfernen. Die
Hochfrequenzspannung wird vorzugsweise ausgewählt, um eine gesteuerte Tiefe der
Hämostase
von zertrennten Blutgefäßen innerhalb
des Gewebes zu bewirken, was die Sicht des Chirurgen auf die Operationsstelle
erheblich verbessert.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
eine perspektivische Ansicht eines elektrochirurgischen Systems,
das eine Energieversorgung und eine elektrochirurgische Sonde zur
Behandlung von Gelenkknorpeln gemäß der vorliegenden Erfindung
umfasst;
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2 zeigt
schematisch eine Ausführungsform
der Energieversorgung gemäß der vorliegenden Erfindung;
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3 zeigt
ein elektrochirurgisches System, das eine Vielzahl von aktiven Elektroden
und zugeordneten Strombegrenzungselementen umfasst;
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4 ist
eine Seitenansicht eines Beispiels einer elektrochirurgischen Sonde;
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5 ist
ein vergrößerter Detailschnitt
durch das Arbeitsende der elektrochirurgischen Sonde von 4;
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6 ist
eine Ansicht des distalen Endes der Sonde von 4;
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7 bis 10 zeigen
eine alternative Sonde, die ein Ansauglumen umfasst;
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11 ist
eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform einer elektrochirurgischen
Sonde gemäß der vorliegenden
Erfindung;
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12 ist
eine Seitenansicht der elektrochirurgischen Sonde von 11 im
Schnitt;
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13 ist
eine vergrößerte Detailansicht
des distalen Endbereichs der Sonde von 11;
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14 und 16 sind
Ansichten der Sonde von 11 von
vorne bzw. hinten;
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15 zeigt
ein repräsentatives
isolierendes Abstützelement
der Sonde von 11;
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17 ist
eine alternative Ausführungsform der
aktiven Elektrode für
die Sonde von 11;
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18 zeigt
ein Verfahren des Abtragens von Gewebe mit einer Sonde, die eine
Vielzahl von aktiven Elektroden aufweist;
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19 zeigt
ein Verfahren des Abtragens von Gewebe mit einer Sonde mit einer
einzigen aktiven Elektrode;
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20 ist
eine perspektivische Ansicht eines anderen elektrochirurgischen
Systems, das eine Energieversorgung, eine elektrochirurgische Sonde und
eine Versorgungsquelle von elektrisch leitfähigem Fluid zum Zuführen des
Fluids zu der Zielstelle umfasst;
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21 ist
eine Seitenansicht einer weiteren elektrochirurgischen Sonde zur
Verwendung bei dem System von 20;
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22 ist
eine Ansicht des distalen Endes der Sonde von 21;
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23 bis 25 sind
Ansichten des distalen Endes alternativer Sonden;
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26 ist
eine Ansicht des distalen Endes einer alternativen Sonde gemäß der vorliegenden
Erfindung;
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27 zeigt
eine elektrochirurgische Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung
mit Elektrodenanschlüssen,
die innerhalb einer Plasmakammer an dem distalen Ende der Sonde
eingelassen sind;
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28 zeigt
ein arthroskopisches, chirurgisches Verfahren unter Verwendung einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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29 zeigt
das Einsetzen einer Fixierungsnaht in gehärtetes Material; und
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30 bis 33 zeigen
mehrere Ausführungsformen
der distalen Spitzenelektroden;
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34 zeigt
eine weitere Sonde, die besonders für das Abtragen von Knochen
oder gehärtetem Material
geeignet ist; und
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35 zeigt
ein endoskopisches Nebenhöhlenoperationsverfahren
mit einer der vorstehend beschriebenen Sonden.
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Beschreibung spezifischer
Ausführungsformen
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Bei
der vorliegenden Erfindung wird elektrische Hochfrequenz- (RF-)
Energie an einen Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse in Gegenwart
eines elektrisch leitfähigen
Fluids zum Entfernen und/oder Modifizieren von Körpergewebe zur Einwirkung gebracht.
Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung kann in einer herkömmlichen
offenen Operationsumgebung oder auf minimal invasive Weise unter
Verwendung von Kanülen
oder Portzugangsvorrichtungen verwendet werden. Die vorliegende
Erfindung ist bei Verfahren brauchbar, bei denen die Gewebestelle
mit einem elektrisch leitenden Fluid geflutet oder in dieses eingetaucht
wird, wie der arthroskopischen Chirurgie des Knies, der Schulter, des
Knöchels,
der Hüfte,
des Ellbogens, des Ligaments oder des Fußes. Insbesondere ist die vorliegende
Erfindung bei der Resektion und/oder dem Abtragen des Meniskus und
des synovialen Gewebes innerhalb eines Gelenks während eines arthroskopischen
Verfahrens brauchbar. Des weiteren umfassen Gewebe, die unter Verwendung
des Systems der vorliegenden Erfindung behandelt werden können, ohne hierauf
beschränkt
zu sein, Prostatagewebe und Leiomyome, die sich innerhalb des Uterus
befinden, Zahnfleischgewebe und Schleimhautgewebe im Mund, Tumore,
Narbengewebe, Myokardgewebe, Kollagengewebe im Auge oder epidermale
und dermale Gewebe an der Oberflä che
der Haut. Die vorliegende Erfindung ist auch zum Resezieren von
Gewebe innerhalb zugänglicher
Stellen des Körpers,
die für
eine Elektrodenschleifenresektion geeignet sind, wie die Resektion
von Prostatagewebe, Leiomyomen, die sich innerhalb des Uterus befinden,
und anderem erkrankten Gewebe innerhalb des Körpers brauchbar.
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Die
vorliegende Erfindung ist besonders brauchbar zum Behandeln von
Gewebe im Kopf und Hals wie dem Ohr, dem Mund, dem Rachen, dem Kehlkopf
der Speiseröhre,
der Nasenhöhle
und den Nebenhöhlen.
Die Verfahren im Kopf und Hals können
durch den Mund oder die Nase unter Verwendung von Spekula oder Mundsperrern
oder unter Verwendung von endoskopischen Techniken wie funktioneller
endoskopischer Sinuschirurgie (FESS) durchgeführt werden. Diese Verfahren
können
das Entfernen von geschwollenem Gewebe, chronisch erkrankten, entzündeten und
hypertrophen Schleimhautauskleidungen, Polypen, Nasenmuscheln und/oder
Neoplasmen aus verschiedenen anatomischen Nebenhöhlen des Schädels, den
Nasenmuscheln und Nasenpassagen, in den Mandel-, Adenoid-, epiglottalen
und supraglottalen Bereichen und Speicheldrüsen, die submuköse Resektion
des Nasenseptums, die Exzision von erkranktem Gewebe und dergleichen
umfassen. Bei anderen Verfahren kann die vorliegende Erfindung für den Kollagenschwund,
das Abtragen und/oder Hämostase
bei Verfahren zur Behandlung von geschwollenem Gewebe (z.B. Nasenmuscheln)
oder Schnarchen und obstruktiver Schlafapnoe (z.B. weichem Gaumen
wie Zäpfchen,
oder einer Versteifung der Zunge/des Rachens und Mittellinienglossektomien),
für das
Entfernen von geschwollenem Gewebe wie Tonsillektomien, Adenoidektomien,
Luftröhrenstenosen
und Polypen und Läsionen
der Stimmbänder
oder für
die Resektion oder das Abtragen von Gesichtstumoren oder Tumoren
innerhalb des Munds und des Rachens wie Glossektomien, Laryngektomien,
akustischen Neuromaverfahren und Nasenabtragungsverfahren brauchbar
sein. Des weiteren ist die vorliegende Erfindung brauchbar für Verfahren
innerhalb des Ohrs, wie Stapedotomien, Tympanostomien oder dergleichen.
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Die
vorliegende Erfindung kann auch bei der Behandlung von Gewebe oder
anderen Körperstrukturen
im Gehirn oder in der Wirbelsäule
brauchbar sein. Diese Verfahren umfassen das Entfernen von Tumoren,
Laminektomie-/Diskektomieverfahren zur Behandlung von Bandscheibenvorfällen, eine
dekompressive Laminektomie aufgrund einer Stenose in der lumbosakralen
und zervikalen Wirbelsäule, eine
mediale Facettektomie, hintere lumbosakrale und zervikale Wirbelverschmelzungen,
die Behandlung von Skoliose, die mit einer Wirbelerkrankung verbunden
ist, Foraminotomien zum Entfernen des Dachs der Zwischenwirbellöcher, um
eine Nervenwurzelkompression zu lindern und vordere zervikale und
lumbale Diskektomien. Diese Verfahren können mittels offener Verfahren
oder unter Verwendung minimal invasiver Techniken wie Thorakoskopie,
Arthroskopie, Laparoskopie oder dergleichen durchgeführt werden.
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Die
vorliegende Erfindung kann auch für kosmetische und plastische
Chirurgieverfahren am Kopf und Hals brauchbar sein. Beispielsweise
ist die vorliegende Erfindung für
das Abtragen und Formen von Knorpelgewebe, wie dem Knorpel innerhalb
der Nase, der während
Rhinoplastikverfahren geformt wird, besonders gut brauchbar. Die
vorliegende Erfindung kann auch für das Entfernen von Hautgewebe und/oder
das Kollagenschrumpfen in dem Epidermis- oder Dermisgewebe am Kopf
und Hals verwendet werden, z.B. für das Entfernen von Pigmentierungen, vaskulären Läsionen (z.B.
Beinvenen), Narben, Tätowierungen
usw. und für
andere chirurgische Verfahren auf der Haut wie Gewebeverjüngung, kosmetische
Augenverfahren (Blepharoplastiken), Faltenentfernen, Straffen der
Muskeln für
Face-Lifting oder Stirn-Lifting, Haarentfernungs- und/oder -transplantationsverfahren
usw.
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Aus
Gründen
der Einfacheit wird die übrige Offenbarung
spezifisch auf die Behandlung von Gewebestrukturen innerhalb eines
Gelenks, beispielsweise auf die arthroskopischer Chirurgie gerichtet,
es liegt jedoch auf der Hand, dass das System ebenso gut bei Verfahren,
die andere Gewebe des Körpers umfassen,
sowie auf andere Verfahren angewandt werden kann, einschließlich offener
Verfahren, intravaskulärer
Verfahren, Interventionskardiologieverfahren, Urologie, Laparoskopie,
Arthroskopie, Thorakoskopie oder anderer kardialer Verfahren, kosmetischer
Chirurgie, Orthopädie,
Gynäkologie,
Otorhinolaryngologie, Wirbelsäulen-
und neurologischer Verfahren, Onkologie und dergleichen.
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Bei
einem Verfahren der Verwendung der Erfindung wird das Körpergewebe
volumetrisch entfernt oder abgetragen. Bei diesem Verfahren wird eine
Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen einem Elektrodenanschluss
oder mehreren Elektrodenanschlüssen
und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) zur Entwicklung von hohen
elektrischen Feldstärken
in der Nähe
des Zielgewebes angelegt. Die hohen elektrischen Feldstärken benachbart
des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse führen zu
einem durch das elektrische Feld induzierten, molekularen Zerfall
des Zielgewebes durch molekulare Dissoziation (statt durch thermisches
Verdampfen oder Carbonisieren). Die Anmelderin nimmt an, dass die
Gewebestruktur durch den molekularen Zerfall von größeren organischen
Molekülen
in kleinere Moleküle
und/oder Atome wie Wasserstoff, Sauerstoff, Oxide von Kohlenstoff,
Kohlenwasserstoffen und Stickstoffverbindungen volumetrisch entfernt
wird. Dieser molekulare Zerfall entfernt die Gewebestruktur im Gegensatz
zum Dehydratisieren des Gewebematerials durch Entfernen von Flüssigkeit
innerhalb der Zellen des Gewebes, wie es typischerweise bei elektrochirurgischer
Dehydratisierung und Verdampfung der Fall ist, vollständig.
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Die
hohen elektrischen Feldstärken
können erzeugt
werden, indem eine Hochfrequenzspannung angelegt wird, die ausreicht,
um ein elektrisch leitfähiges
Fluid über
mindestens einem Bereich des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse in dem
Bereich zwischen der distalen Spitze des Elektrodenanschlusses bzw.
der Elektrodenanschlüsse und
dem Zielgewebe zu verdampfen. Das elektrisch leitfähige Fluid
kann eine Flüssigkeit
oder ein Gas sein, wie eine isotonische Kochsalzlösung oder
Blut, die bzw. das der Zielstelle zugeführt wird, oder ein viskoses
Fluid wie ein Gel, das auf der Zielstelle aufgebracht wird. Da die
Dampfschicht oder der verdampfte Bereich eine relativ hohe elektrische
Impedanz aufweist, erhöht
sie bzw. er die Spannungsdifferenz zwischen der Spitze des Elektrodenanschlusses und
dem Gewebe und verursacht eine Ionisierung innerhalb der Dampfschicht
aufgrund des Vorhandenseins einer ionisierbaren Spezies (z.B. Natrium, wenn
isotonische Kochsalzlösung
das elektrisch leitende Fluid ist). Diese Ionisierung unter den
hier beschriebenen Bedingungen induziert die Entladung energetischer
Elektronen und Photonen aus der Dampfschicht und in Richtung auf
die Oberfläche
des Zielgewebes. Diese Energie kann in Form von energetischen Photonen
(z.B. ultravioletter Strahlung), energetischen Teilchen (z.B. Elektronen
oder Ionen) oder einer Kombination hiervon vorliegen. Eine detailliertere
Beschreibung dieses Phänomens,
CoblationTM genannt, ist in dem US-Patent 5,697,882
zu finden.
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Die
Anmelderin nimmt an, dass der grundlegende Mechanismus des Entfernens
von Gewebe bei dem CoblationsTM-Mechanismus
der vorliegenden Erfindung die energetischen Elektronen oder Ionen
sind, die in einem Plasma benachbart dem Elektrodenanschluss bzw.
den Elektrodenanschlüssen erregt
worden sind. Wenn eine Flüssigkeit
ausreichend erwärmt
worden ist, dass Atome von der Oberfläche schneller verdampfen als
sie erneut kondensieren, wird ein Gas gebildet. Wenn das Gas ausreichend
erwärmt
ist, dass die Atome miteinander kollidieren und ihre Elektronen
dabei abstoßen,
wird ein ionisiertes Gas oder Plasma gebildet (der sogenannte "vierte Aggregatzustand"). Eine vollständigere
Beschreibung des Plasmas ist in "Plasma
Physics" von R.J.
Goldstofl und P.H. Rutherford vom Plasma Physics Laboratory der
Princeton University (1995) zu finden. Wenn die Dichte der Dampfschicht
(oder innerhalb einer in der elektrisch leitfähigen Flüssigkeit gebildeten Blase)
ausreichend niedrig wird (d.h. weniger als etwa 1020 Atome/cm3 für
wässerige
Lösungen),
vergrößert sich
die durchschnittliche freie Elektrodenbahn, um es zu ermöglichen,
dass später
eingespritzte Elektronen eine Stoßionisierung innerhalb dieser
Bereiche niedriger Dichte (d.h. Dampfschichten oder Blasen) bewirken.
Wenn die Ionenteilchen in der Plasmaschicht eine ausreichende Energie
besitzen, beschleunigen sie sich in Richtung auf das Zielgewebe.
Energie, die durch die energetischen Elektronen (z.B. 3,5 eV bis
5 eV) entwickelt wird, kann dann ein Molekül bombardieren und seine Bindungen
bre chen, wodurch ein Molekül
in freie Radikale dissoziiert wird, die sich dann zu endgültigen gasförmigen oder
flüssigen
Spezies kombinieren.
-
Plasmen
können
durch Erwärmen
einer kleinen Menge Gas und Ionisieren des Gases mittels Durchführen eines
elektrischen Stroms durch diese hindurch oder durch Einführen von
Radiowellen in das Gas gebildet werden. Im Allgemeinen verleihen diese
Verfahren der Plasmabildung den freien Elektronen in dem Plasma
direkt Energie und dann setzen die Kollisionen zwischen Elektronen
und Atomen mehr Elektronen frei und der Prozess kaskadiert, bis der
gewünschte
Grad an Ionisierung erzielt wird. Oft tragen die Elektronen den
elektrischen Strom oder absorbieren die Radiowellen und sind deshalb
heißer als
die Ionen. So tragen bei der Erfindung der Anmelderin die Elektronen,
die von dem Gewebe weg in Richtung auf die Gegenelektrode getragen
werden, den größten Teil
der Wärme
des Plasmas mit sich, was es ermöglicht,
dass die Ionen die Gewebemoleküle
auf eine im Wesentlichen nichtthermische Weise auseinanderbrechen.
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Bei
einigen Ausführungsformen
wird bei der vorliegenden Erfindung eine elektrische Hochfrequenz-
(HF-) Energie in einer Umgebung eines elektrisch leitenden Fluids
zur Einwirkung gebracht, um eine Gewebestruktur zu entfernen (d.h.
zu resezieren, schneiden oder abzutragen) und um quer durchgeschnittene
Gefäße innerhalb
des Bereichs des Zielgewebes zu verschließen. Die vorliegende Erfindung
ist zum Verschließen
von größeren arteriellen Gefäßen, d.h.
in der Größenordnung
von 1 mm oder größer, besonders
brauchbar. Bei einigen Ausführungsformen
wird eine Hochfrequenzenergiequelle zur Verfügung gestellt, die einen Abtragungsmodus, bei
dem eine erste Spannung an einen Elektrodenanschluss angelegt wird,
die ausreicht, um eine molekulare Dissoziation oder einen molekularen
Zerfall des Gewebes zu bewirken, und einen Koagulierungsmodus, bei
dem eine zweite niedrigere Spannung an einen Elektrodenanschluss
(entweder dieselbe oder eine unterschiedliche Elektrode) angelegt
wird, die ausreicht, um eine Hämostase
der abgetrennten Gefäße innerhalb
des Gewebes zu erreichen, umfasst. Bei anderen Ausführungsformen
werden ein elektrochirurgisches Instrument mit einer oder mehreren Koagulationselektrode(n),
die zum Verschließen
eines abgetrennten Gefäßes wie
eines arteriellen Gefäßes gestaltet
ist bzw. sind, und einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen zur
Verfügung
gestellt, die gestaltet sind, um entweder die Kollagenfasern innerhalb
des Gewebes zusammenzuziehen oder das Gewebe zu entfernen (abzutragen)
z.B. durch das Zureinwirkungbringen von ausreichender Energie auf
das Gewebe, um eine molekulare Dissoziation zu bewirken. Bei den
letztgenannten Ausführungsformen
kann bzw. können die
Koagulationselektrode(n) derart gestaltet sein, dass eine einzige
Spannung angelegt werden kann, um mit der bzw. den Koagulationselektrode(n)
zu koagulieren und mit dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen abzutragen.
Bei anderen Aus führungsformen
ist die Energieversorgung mit dem Koagulationsinstrument derart
kombiniert, dass die Koagulationselektrode verwendet wird, wenn
sich die Energieversorgung in dem Koagulationsmodus (niedrige Spannung)
befindet und der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse verwendet wird
bzw. werden, wenn sich die Energieversorgung in dem Abtragungsmodus
(höhere
Spannung) befindet.
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Bei
einem Verfahren der Verwendung der vorliegenden Erfindung wird bzw.
werden ein Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse in enge
Nähe zum
Gewebe an der Zielstelle gebracht, und die Energieversorgung wird
im Abtragungsmodus derart aktiviert, dass eine ausreichende Spannung
zwischen den Elektrodenanschlüssen
und der Gegenelektrode angelegt wird, um das Gewebe durch molekulare
Dissoziation, wie nachstehend beschrieben, volumetrisch zu entfernen.
Während
dieses Prozesses werden Gefäße innerhalb
des Gewebes abgetrennt. Kleinere Gefäße werden mit dem System und
dem Verfahren der vorliegenden Erfindung automatisch verschlossen.
Größere Gefäße und diejenigen
mit einer höheren
Strömungsrate
wie arterielle Gefäße können bei
dem Abtragungsmodus nicht automatisch verschlossen werden. In diesen Fällen können die
abgetrennten Gefäße durch
Aktivierung einer Steuerung (z.B. eines Fußpedals) zur Verringerung der
Spannung der Energieversorgung in den Koagulationsmodus verschlossen
werden. In diesem Modus können
die Elektrodenanschlüsse
gegen die abgetrennten Gefäße gepresst
werden, um für
ein Verschließen
und/oder eine Koagulation des Gefäßes zu sorgen. Alternativ kann
eine Koagulationselektrode, die sich an demselben oder einem anderen
Instrument befindet, gegen das abgetrennte Gefäß gepresst werden. Wenn das
Gefäß ordnungsgemäß verschlossen
ist, aktiviert der Chirurg eine Steuerung (z.B. ein weiteres Fußpedal),
um die Spannung der Energiezuführung
wieder in den Abtragungsmodus zu erhöhen.
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Die
vorliegende Erfindung ist auch zum Entfernen oder Abtragen von Gewebe
um Nerven herum, wie Spinal- oder Kranialnerven, z.B. Sehnerven, Gesichtsnerven,
Vestibulokochleärnerven
und dergleichen brauchbar. Einer der beträchtlichen Nachteile bei den
Mikrodebridementinstrumenten und Lasern des Stands der Technik ist
es, dass diese Vorrichtungen nicht zwischen dem Zielgewebe und den umgebenden
Nerven oder Knochen unterscheiden. Deshalb muss der Chirurg während dieser
Verfahren besonders sorgfältig
sein, um eine Schädigung
des Knochens oder der Nerven innerhalb der oder um die Nasenhöhle herum
zu vermeiden. Bei der vorliegenden Erfindung führt der CoblationsTM-Prozess
zum Entfernen von Gewebe zu extrem geringen Tiefen der gleichzeitig
auftretenden Gewebeschädigung
wie vorstehend erörtert.
Dies gestattet es dem Chirurgen, Gewebe nahe eines Nervs zu entfernen,
ohne eine gleichzeitig auftretende Schädigung der Nervenfasern zu
verursachen.
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Zusätzlich zu
der allgemein genauen Natur der neuen Mechanismen der vorliegenden
Erfindung hat die Anmelderin ein zusätzliches Verfahren des Sicherstellens
entdeckt, dass benachbarte Nerven während des Gewebeentfernens
nicht beschädigt werden.
Gemäß der vorliegenden
Erfindung werden Systeme zur Verfügung gestellt, um zwischen
dem Fettgewebe, das Nervenfasern unmittelbar umgibt, und dem normalen
Gewebe zu unterscheiden, das während
des Verfahrens entfernt werden soll. Nerven umfassen üblicherweise
eine Hülle
aus Bindegewebe oder Epineurium, das die Bündel von Nervenfasern umschließt, wobei
jedes Bündel
von seiner eigenen Hülle
aus Bindegewebe (dem Perineurium) umgeben ist, um diese Nervenfasern
zu schützen.
Die äußere Schutzgewebehülle oder
das Epineurium umfasst typischerweise ein Fettgewebe mit im Wesentlichen
anderen elektrischen Eigenschaften als denjenigen des normalen Zielgewebes,
wie den Nasenmuscheln, Polypen, Schleimhautgewebe oder dergleichen,
die beispielsweise während
Nebenhöhlenverfahren
aus der Nase entfernt werden. Das System der vorliegenden Erfindung
misst die elektrischen Eigenschaften des Gewebes an der Spitze der Sonde
mit einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen. Diese
elektrischen Eigenschaften können
eine elektrische Leitfähigkeit
bei einer, mehreren oder einem Bereich von Frequenz(en) (z.B. im
Bereich von 1 kHz bis 100 MHz), die Dielektrizitätskonstante, die Kapazität oder Kombinationen
von diesen umfassen. Bei dieser Ausführungsform kann ein hörbares Signal
erzeugt werden, wenn die Abtastelektrode(n) an der Spitze der Sonde das
Fettgewebe feststellt bzw. feststellen, das einen Nerv umgibt, oder
eine direkte Rückkopplungssteuerung
kann zur Verfügung
gestellt werden, um nur dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen entweder
einzeln oder der vollständigen Anordnung
von Elektroden Energie zuzuführen,
falls und wenn das Gewebe, das an der Spitze oder dem Arbeitsende
der Sonde angetroffen wird, normales Gewebe auf der Grundlage der
gemessenen elektrischen Eigenschaften ist.
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Bei
einer Ausführungsform
sind die Strombegrenzungselemente (vorstehend detailliert erörtert) derart
gestaltet, dass sich die Elektrodenanschlüsse abschalten, wenn die elektrische
Impedanz einen Schwellenwert erreicht. Wenn dieser Schwellenwert auf
die Impedanz des Fettgewebes 4, das die Nerven 6 umgibt, eingestellt
ist, schalten sich die Elektrodenanschlüsse immer ab, wenn sie in Kontakt
mit Nerven oder in deren enge Nähe
kommen. In der Zwischenzeit leiten die anderen Elektrodenanschlüsse, die
in Kontakt mit Nasengewebe stehen oder sich in enger Nähe zu diesem
befinden, weiter elektrischen Strom zu der Gegenelektrode. Dieses
selektive Abtragen oder Entfernen von Gewebe mit geringerer Impedanz in
Kombination mit dem CoblationsTM-Mechanismus der
vorliegenden Erfindung gestattet es dem Chirurgen, Gewebe um Nerven
oder Knochen herum genau zu entfernen. Die Anmelderin hat gefunden,
dass die vorliegende Erfindung Gewebe, das sich nahe an Nerven befindet,
ohne Beeinträchtigung
der Funktion der Nerven und ohne be trächtliche Beschädigung des
Gewebes des Epineuriums volumetrisch entfernen kann. Einer der beträchtlichen
Nachteile bei den Mikrodebridementinstrumenten und Lasern des Stands
der Technik ist es, dass diese Vorrichtungen nicht zwischen dem
Zielgewebe und den umgebenden Nerven oder Knochen unterscheiden.
Deshalb muss der Chirurg während
dieser Verfahren extrem vorsichtig sein, um eine Schädigung der
Knochen oder Nerven innerhalb der Nasenhöhle und um diese herum zu vermeiden.
Bei der vorliegenden Erfindung führt
das CoblationsTM-Verfahren zum Entfernen
von Gewebe zu extrem kleinen Tiefen von gleichzeitig auftretender
Gewebeschädigung,
wie vorstehend erörtert.
Dies gestattet es dem Chirurgen, Gewebe nahe eines Nervs zu entfernen,
ohne eine gleichzeitig auftretende Beschädigung der Nervenfasern zu verursachen.
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Abgesehen
vom Vorstehenden hat die Anmelderin entdeckt, dass der CoblationsTM-Mechanismus
der vorliegenden Erfindung manipuliert werden kann, um bestimmte
Gewebestrukturen abzutragen oder zu entfernen, während er wenig Wirkung auf
andere Gewebestrukturen hat. Wie vorstehend erörtert, wird bei der vorliegenden
Erfindung eine Technik des Verdampfens von elektrisch leitfähigem Fluid
zur Bildung einer Plasmaschicht oder -tasche um den Elektrodenanschluss
bzw. die Elektrodenanschlüsse
herum und dann Induzieren der Entladung von Energie von dieser Plasma-
oder Dampfschicht, um die molekularen Bindungen der Gewebestruktur
zu brechen, verwendet. Auf der Grundlage der anfänglichen Experimente nimmt
die Anmelderin an, dass die freien Elektronen innerhalb der ionisierten
Dampfschicht in den hohen elektrischen Feldern nahe der bzw. den Elektrodenspitze(n)
beschleunigt werden. Wenn die Dichte der Dampfschicht (oder innerhalb
einer in der elektrisch leitenden Flüssigkeit gebildeten Blase) ausreichend
gering wird (d.h. weniger als etwa 1020 Atome/cm3 für wässerige
Lösungen),
vergrößert sich die
durchschnittliche freie Elektronenbahn, um es anschließend eingespritzten
Elektronen zu ermöglichen,
eine Stoßionisierung
innerhalb dieser Bereiche geringer Dichte (d.h. Dampfschichten oder
Blasen) zu verursachen. Die durch die energetischen Elektronen (z.B.
4 bis 5 eV) entwickelte Energie kann anschließend ein Molekül bombardieren
und seine Bindungen brechen, wodurch ein Molekül in freie Radikale dissoziiert
wird, die sich dann zu endgültigen gasförmigen oder
flüssigen
Spezies kombinieren.
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Die
durch die energetischen Elektronen entwickelte Energie kann durch
Einstellen einer Vielzahl von Faktoren variiert werden, wie: der
Anzahl der Elektrodenanschlüsse,
der Elektrodengröße und -beabstandung,
des Oberflächenbereichs
der Elektroden, der Rauigkeiten und scharfen Kanten an den Elektrodenflächen, der
Elektrodenmaterialien, der angelegten Spannung und Energie, der
Strombegrenzungseinrichtungen wie Induktoren, der elektrischen Leitfähigkeit
des Fluids, das mit den Elektroden in Kontakt steht, der Dichte
des Fluids und anderer Faktoren. Demgemäß können diese Faktoren manipuliert
werden, um das Energieniveau der erregten Elektronen zu steuern.
Da unterschiedliche Gewebestrukturen unterschiedliche molekulare
Bindungen aufweisen, kann die vorliegende Erfindung gestaltet werden,
um die molekularen Bindungen bestimmter Gewebe zu brechen, während sie
eine zu geringe Energie aufweist, um die molekularen Bindungen von
anderem Gewebe zu brechen. Beispielsweise hat Fettgewebe Doppelbindungen,
die ein beträchtlich
höheres
Energieniveau als 4 bis 5 eV zum Brechen erfordern. Dementsprechend
trägt die
vorliegende Erfindung in ihrer gegenwärtigen Gestaltung im Allgemeinen
solche Fettgewebe nicht ab oder entfernt diese nicht. Selbstverständlich können Faktoren
derart geändert
werden, dass diese Doppelbindungen auch auf eine ähnliche
Weise wie die Einfachbindungen (z.B. Erhöhen der Spannung oder Ändern der
Elektrodenkonfiguration zur Erhöhung der
Stromdichte an den Elektrodenspitzen) gebrochen werden können.
-
Die
vorliegende Erfindung stellt auch Systeme und Vorrichtungen zum
selektiven Entfernen von Tumoren, z.B. Gesichtstumoren, oder anderen
unerwünschten
Körperstrukturen
zur Verfügung,
während das
Ausbreiten von lebensfähigen
Zellen aus dem Tumor auf ein Minimum herabgesetzt wird. Herkömmliche
Techniken zum Entfernen solcher Tumoren führen im Allgemeinen zu der
Erzeugung von Rauch in der chirurgischen Umgebung, als elektrochirurgische
oder Laserfahne bezeichnet, die intakte, lebensfähige Bakterien- oder Virusteilchen
aus dem Tumor oder der Läsion
zu dem chirurgischen Team oder anderen Bereichen des Körpers des
Patienten verbreiten kann. Dieses potentielle Verbreiten von lebensfähigen Zellen
oder Teilchen führte
zu einer erhöhten
Besorgnis bezüglich
der Proliferation von bestimmten schwächenden und tödlichen
Erkrankungen wie Hepatitis, Herpes, HIV und Papillomavirus. Durch
die Verwendung der vorliegenden Erfindung wird eine Hochfrequenzspannung
zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und
einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt, um mindestens einen
Teil der Gewebezellen in dem Tumor durch die Dissoziation oder den
Zerfall von organischen Molekülen
in nichtlebensfähige
Atome und Moleküle
zu entfernen. Insbesondere wandelt die vorliegende Erfindung die
festen Gewebezellen in nichtkondensierbare Gase um, die nicht länger intakt
oder lebensfähig
sind und so lebensfähige
Tumorteilchen nicht zu anderen Teilen des Gehirns des Patienten
und zu dem chirurgischen Personal verbreiten können. Die Hochfrequenzspannung
wird vorzugsweise ausgewählt,
um ein gesteuertes Entfernen dieser Gewebezellen durchzuführen, während eine
beträchtliche
Gewebenekrose für
das umgebende oder darunter liegende Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt
wird.
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Das
elekrochirurgische Instrument umfasst einen Schaft mit einem proximalen
Ende und einem distalen Ende, das einen Elektrodenanschluss bzw. mehrere
Elektrodenanschlüsse
abstützt.
Der Schaft kann eine große
Vielzahl von Konfigurationen annehmen, wobei der Hauptzweck ist,
einen Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse mecha nisch
abzustützen
und es dem behandelten Arzt zu gestatten, die Elektrode(n) von einem
proximalen Ende des Schafts aus zu manipulieren. Üblicherweise
ist ein elektrochirurgischer Sondenschaft eine Stange oder Rohr
mit einem engen Durchmesser, üblicherweise
mit Abmessungen, die sein Einführen durch
eine Kanüle
in den Körper
eines Patienten gestatten. So besitzt der Sondenschaft typischerweise eine
Länge von
mindestens 5 cm für
offene Verfahren und mindestens 10 cm, noch typischer von 20 cm oder
länger
für endoskopische
Verfahren. Der Sondenschaft besitzt typischerweise einen Durchmesser von
mindestens 1 mm und häufig
im Bereich von 1 bis 10 mm. Für
die Dermatologie oder andere Verfahren auf der Hautoberfläche besitzt
der Schaft eine beliebige geeignete Länge und einen geeigneten Durchmesser,
die die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern.
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Das
elektrochirurgische Instrument kann auch ein Katheter sein, der
perkutan und/oder endoluminal in den Patienten durch Einführen durch
einen herkömmlichen
oder spezialisierten Führungskatheter
zugeführt
wird, oder die Erfindung kann einen Katheter mit einer aktiven Elektrode
oder einer aktiven Elektrodenanordnung, die integral mit seinem
distalen Ende ist, umfassen. Der Katheterschaft kann starr oder
flexibel sein, wobei flexible Schäfte gegebenenfalls mit einem
im Allgemeinen starren äußeren Rohr zur
mechanischen Abstützung
kombiniert sind. Flexible Schäfte
können
mit Zugdrähten,
Formgedächtnisbetätigungseinrichtungen
und anderen bekannten Mechanismen zur Durchführung einer selektiven Ablenkung
des distalen Endes des Schafts kombiniert werden, um das Positionieren
der Elektrode oder Elektrodenanordnung zu erleichtern. Der Katheterschaft
umfasst üblicherweise
eine Vielzahl von Drähten
oder anderen leitfähigen
Elementen, die axial dort hindurch verlaufen, um die Verbindung
der Elektrode oder der Elektrodenanordnung und der Gegenelektrode
mit einem Verbinder an dem proximalen Ende des Katheterschafts zu
gestatten. Der Katheterschaft kann einen Führungsdraht zum Führen des
Katheters zu der Zielstelle umfassen oder der Katheter kann einen
lenkbaren Führungskatheter
umfassen. Der Katheter kann auch einen im Wesentlichen starren distalen
Endbereich umfassen, um die Drehmomentsteuerung des distalen Endbereichs
zu erhöhen,
wenn der Katheter weiter in den Körper des Patienten vorgeschoben
wird. Spezifische Schaftkonstruktionen werden detailliert nachstehend
in Verbindung mit den Figuren beschrieben.
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Der
Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse ist bzw. sind vorzugsweise
innerhalb des oder durch einen anorganischen isolierenden Träger(s) abgestützt, der
nahe dem distalen Ende des Instrumentenschafts angeordnet ist. Die
Gegenelektrode kann sich an dem Instrumentenschaft, an einem anderen
Instrument oder an der Außenoberfläche des
Patienten (d.h. einer Dispersionskompresse) befinden. Bei den meisten
Anwendungen hat die Anmelderin gefunden, dass es bevorzugt ist,
dass sich die Gegenelektrode auf oder nahe dem Schaft des Instruments
befindet, um die elektrischen Ströme auf die Zielstelle zu begrenzen.
Bei einigen Anwendungen und unter bestimmten Bedingungen kann jedoch
die Erfindung in einem monopolaren Modus durchgeführt werden,
wobei die Gegenelektrode an der Außenoberfläche des Patienten befestigt
ist. Dementsprechend ist die Gegenelektrode vorzugsweise entweder
mit dem Instrumentenschaft einstückig
ausgebildet oder ein weiteres Instrument befindet sich in enger
Nähe zu
dem distalen Ende des Instrumentenschafts. Das proximale Ende des
Instruments umfasst die geeigneten elektrischen Verbindungen zum
Ankoppeln der Gegenelektrode(n) und des Elektrodenanschlusses bzw.
der Elektrodenanschlüsse
an einer Hochfrequenzenergieversorgung, wie einen elektrochirurgischen
Generator.
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Die
Stromströmungsbahn
zwischen den Elektrodenanschlüssen
und der bzw. den Gegenelektrode(n) kann durch Eintauchen der Gewebestelle in
ein elektrisch leitendes Fluid (z.B. innerhalb eines viskosen Fluids
wie eines elektrisch leitfähigen
Gels) oder durch Lenken eines elektrisch leitendes Fluids entlang
einer Fluidbahn zu der Zielstelle (d.h. einer Flüssigkeit wie einer isotonischen
Kochsalzlösung, einer
hypotonischen Kochsalzlösung
oder eines Gases wie Argon) erzeugt werden. Das leitfähige Gel kann
auch der Zielstelle zugeführt
werden, um eine langsamere, stärker
gesteuerte Zuführungsrate
des leitfähigen
Fluids zu erzielen. Des weiteren kann es die viskose Natur dem Chirurgen
gestatten, das Gel leichter um die Zielstelle herum zu halten (statt
zu versuchen, isotonische Kochsalzlösung zu halten). Eine vollständigere
Beschreibung eines beispielhaften Verfahrens des Lenkens des elektrisch
leitenden Fluids zwischen den aktiven und den Gegenelektroden ist
im US-Patent Nr.
5,697,281 beschrieben. Alternativ können die natürlichen
leitfähigen
Körperfluida
wie Blut ausreichen, um eine leitfähige Bahn zwischen der bzw.
den Gegenelektrode(n) und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen auszubilden
und um die Bedingungen zur Ausbildung einer Dampfschicht wie vorstehend
beschrieben zu schaffen. Jedoch wird leitfähiges Fluid, das in den Patienten
eingeführt
wird, im Allgemeinen dem Blut vorgezogen, da Blut dazu neigt, bei
bestimmten Temperaturen zu koagulieren. Des weiteren kann das Blut
des Patienten eine nicht ausreichende elektrische Leitfähigkeit
aufweisen, um bei einigen Anwendungen ausreichend ein Plasma zu
bilden. Vorteilhafterweise kann ein flüssiges, elektrisch leitfähiges Fluid
(z.B. eine isotonische Kochsalzlösung)
verwendet werden, um die Zielgewebeoberfläche gleichzeitig "zu baden", um für ein zusätzliches
Mittel zum Entfernen von Gewebe zu sorgen und um den Bereich des
Zielgewebes, das gerade abgetragen wurde, zu kühlen.
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Die
Energieversorgung kann eine Fluidblockierung zum Unterbrechen der
Energie zu dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen umfassen,
wenn sich nicht ausreichend leitfähiges Fluid um den Elektrodenanschluss
bzw. die Elektrodenanschlüsse
herum befindet. Dies stellt sicher, dass das Instrument nicht aktiviert
wird, wenn das leitfähige Fluid
nicht vorhanden ist, was die Beschädigung von Gewebe, die sonst
auftreten könnte,
auf ein Minimum herabsetzt.
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Bei
einigen Verfahren kann es auch notwendig sein, das elektrisch leitfähige Fluid
und/oder die nichtkondensierbaren, gasförmigen Abtragungsprodukte wiederzugewinnen
oder anzusaugen. Des weiteren kann es wünschenswert sein, kleine Stücke von Gewebe
oder anderen Körperstrukturen,
die durch die Hochfrequenzenergie nicht vollständig zerfallen sind, oder andere
Fluida an der Zielstelle wie Blut, Schleim, die gasförmigen Abtragungsprodukte
usw. anzusaugen. Dementsprechend kann das System der vorliegenden
Erfindung ein Sauglumen oder mehrere Sauglumina in dem Instrument
oder an einem anderen Instrument umfassen, das bzw. die an eine
geeignete Vakuumquelle zum Ansaugen von Fluida aus der Zielstelle
gekoppelt ist bzw. sind. Des weiteren kann die Erfindung eine oder
mehrere Ansaugelektrode(n), die an dem distalen Ende des Sauglumens
zum Abtragen oder mindestens zum Verringern des Volumens von nicht
abgetragenen Gewebefragmenten, die in das Lumen angesaugt werden,
gekoppelt ist bzw. sind, umfassen. Die Ansaugelektrode(n) dienen
hauptsächlich
dazu, ein Verstopfen des Lumens zu hemmen, das sonst auftreten kann,
wenn größere Gewebefragmente
dort hinein gezogen werden. Die Ansaugelektrode(n) kann bzw. können sich
von dem Abtragungselektrodenanschluss bzw. den Abtragungselektrodenanschlüssen unterscheiden
oder die gleiche(n) Elekrode(n) kann bzw. können für beide Funktionen dienen.
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Als
Alternative oder zusätzlich
zum Saugen kann es wünschenswert
sein, das überschüssige, elektrisch
leitfähige
Fluid, Gewebefragmente und/oder gasförmige Abtragungsprodukte an
oder nahe der Zielstelle mit einer Zurückhaltungsvorrichtung zurückzuhalten,
wie einem Korb, einer zurückziehbaren
Hülle oder
dergleichen. Diese Ausführungsform
hat den Vorteil, dass sie sicherstellt, dass das leitfähige Fluid,
Gewebefragmente oder Abtragungsprodukte nicht durch das Gefäßsystem
des Patienten oder in andere Bereiche des Körpers strömt bzw. strömen. Des weiteren kann es wünschenswert sein,
das Ausmaß des
Saugens zu begrenzen, um die unerwünschte Wirkung zu begrenzen,
die Saugen auf die Hämostase
von abgetrennten Blutgefäßen haben
kann.
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Die
vorliegende Erfindung kann einen einzigen aktiven Elektrodenanschluss
oder eine Anordnung von Elektrodenanschlüssen aufweisen, die um die
distale Oberfläche
eines Katheters oder einer Sonde beabstandet sind. Bei der letzteren
Ausführungsform
umfasst die Elektrodenanordnung üblicherweise
eine Vielzahl von unabhängig
strombegrenzten und/oder energiegesteuerten Elektrodenanschlüssen, um
elektrische Energie auf das Zielgewebe selektiv zur Einwirkung zu
bringen, während das
unerwünschte
Zureinwirkungbringen von elektrischer Energie auf das umgebende
Gewebe und die Umgebung be grenzt wird, die sich aus der Energiedissipation
in umgebende, elektrisch leitfähige
Fluida wie Blut, normale Kochsalzlösung und dergleichen ergibt.
Die Elektrodenanschlüsse
können
durch das Isolieren der Anschlüsse
voneinander und das Verbinden jedes Anschlusses mit einer separaten
Energiequelle unabhängig,
die gegenüber
den anderen Elektrodenanschlüssen
isoliert ist, strombegrenzt sein. Alternativ können die Elektrodenanschlüsse miteinander
an entweder dem proximalen oder dem distalen Ende des Katheters
verbunden sein, um ein einziges Kabel zu bilden, das mit einer Energiequelle verbunden
ist.
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Bei
einer Konfiguration ist jeder einzelne Elektrodenanschluss in der
Elektrodenanordnung gegenüber
allen anderen Elektrodenanschlüssen
in der Anordnung innerhalb des Instruments elektrisch isoliert und
ist mit einer Energiequelle verbunden, die gegenüber jedem der anderen Elektrodenanschlüsse in der
Anordnung oder Schaltung isoliert ist, die den Stromfluss zu dem
Elektrodenmaterial begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit
einem geringen spezifischen Widerstand (z.B. Blut, elektrisch leitfähige Kochsalzlösungsspülsubstanz
oder elektrisch leitfähiges
Gel) eine Bahn geringerer Impedanz zwischen der Gegenelektrode und
dem einzelnen Elektrodenanschluss verursacht. Die isolierten Energiequellen für jeden
einzelnen Elektrodenanschluss können
separate Energiezuführungsschaltungen
mit inneren Impedanzcharakteristiken sein, die die Energie zu dem
zugeordneten Elektrodenanschluss begrenzen, wenn eine geringe Impedanz
auf einer Rückführbahn angetroffen
wird. Beispielsweise kann die isolierte Energiequelle eine durch
den Benutzer auswählbare konstante
Stromquelle sein. Bei dieser Ausführungsform führen Bahnen
mit geringerer Impedanz automatisch zu einem geringeren Widerstandserwärmungsniveau,
da das Erwärmen
proportional zum Quadrat der Impedanz während Strombetriebszeiten ist.
Alternativ kann eine einzige Energiequelle mit jedem der Elektrodenanschlüsse durch
unabhängig betätigbare
Schalter oder durch unabhängige
Strombegrenzungselemente wie Induktoren, Kondensatoren, Widerstände und/oder
Kombinationen davon verbunden sein. Die Strombegrenzungselemente können in
dem Instrument, den Verbindern, dem Kabel, der Steuereinrichtung
oder entlang der leitfähigen
Bahn von der Steuereinrichtung zu der distalen Spitze des Instruments
vorgesehen sein. Alternativ kann bzw. können der Widerstand und/oder
die Kapazität
an der Oberfläche
des aktiven Elektrodenanschlusses bzw. der aktiven Elektrodenanschlüsse aufgrund
von Oxidschichten, die ausgewählte
Elektrodenanschlüsse
bilden (z.B. Titan oder eine Widerstandsbeschichtung auf der Oberfläche von
Metall wie Platin), auftreten.
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Der
Bereich der Spitze des Instruments kann viele unabhängige Elektrodenanschlüsse aufweisen, die
dazu bestimmt sind, der Nachbarschaft der Spitze elektrische Energie
zuzuführen.
Das selektive Zureinwirkungbringen von elektrischer Energie auf
das leitfähige
Fluid wird dadurch erzielt, dass jeder einzelne Elektrodenanschluss
und die Gegenelektrode mit einer Energiequelle verbunden werden,
die unabhängig
gesteuerte oder strombegrenzte Kanäle aufweist. Die Gegenelektrode(n)
kann bzw. können
ein einziges rohrförmiges
Element aus leitfähigem
Material proximal zu der Elektrodenanordnung an der Spitze aufweisen,
die auch als Leitung für
die Zuführung von
elektrisch leitfähigem
Fluid zwischen der aktiven und der Gegenelektrode dient. Alternativ
kann das Instrument eine Anordnung von Gegenelektroden an der distalen
Spitze des Instruments (zusammen mit den aktiven Elektroden) umfassen,
um den elektrischen Strom an der Spitze aufrechtzuerhalten. Das Anlegen
von Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n)
und der Elektrodenanordnung führt
zu der Erzeugung von hohen elektrischen Feldstärken an den distalen Spitzen
der Elektrodenanschlüsse
mit der Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem einzelnen Elektrodenanschluss
zu der Gegenelektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenanschluss
zu der bzw. den Gegenelektrode(n) wird entweder durch aktive oder
passive Mittel oder eine Kombination davon gesteuert, um dem umgebenden,
leitfähigen
Fluid elektrische Energie zuzuführen;
während
die Energiezuführung
zu dem umgebenden (Nichtziel-) Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt
wird.
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Das
Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n)
und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen während angemessener
Zeitspannen bewirkt ein Schneiden, Entfernen, Abtragen, Formen,
Zusammenziehen oder anderweitiges Modifizieren des Zielgewebes.
Das Gewebevolumen, über
dem Energie abgeführt
wird (d.h. es existiert eine hohe Stromdichte) kann beispielsweise
durch die Verwendung einer Vielzahl von kleinen Elektrodenanschlüssen genauer gesteuert
werden, deren wirksamer Durchmesser oder wirksame Hauptabmessungen
im Bereich von etwa 10 mm bis 0,01 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm
bis 0,5 mm und stärker
bevorzugt von etwa 1 mm bis 0,1 mm liegt bzw. liegen. Elektrodenbereiche
für sowohl
kreisförmige
als auch nichtkreisförmige
Anschlüsse
weisen eine Kontaktfläche
(pro Elektrodenanschluss) von weniger als 50 mm2 für Elektrodenanordnungen
und bis zu 75 mm2 für Ausführungsformen mit einzelnen
Elektroden auf. Bei Anordnungen mit mehreren Elektroden liegt die
Kontaktfläche
jedes Elektrodenanschlusses typischerweise im Bereich von 0,0001
mm2 bis 1 mm2, und
stärker
bevorzugt von 0,001 mm2 bis 0,5 mm2. Der umschriebene Bereich der Elektrodenanordnung
oder des Elektrodenanschlusses liegt im Bereich von 0,25 mm2 bis 75 mm2, vorzugsweise
von 0,5 mm2 bis 40 mm2.
Bei Ausführungsformen
mit mehreren Elektroden umfasst die Anordnung üblicherweise mindestens zwei isolierte
Elektrodenanschlüsse,
oft mindestens fünf Elektrodenanschlüsse, oft
mehr als zehn Elektrodenanschlüsse
und sogar fünfzig
oder mehr Elektrodenanschlüsse
die über
den distalen Kontaktflächen
an dem Schaft befestigt sind. Die Verwendung von Elektrodenanschlüssen mit
kleinem Durchmesser erhöht die
elektrische Feldstärke
und verringert das Ausmaß oder
die Tiefe der Gewebeerwärmung
als Folge der Divergenz von Stromflusslinien, die aus der freigelegten
Oberfläche
jedes Elektrodenanschlusses ausgehen.
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Der
Bereich der Gewebebehandlungsfläche kann
erheblich variieren und die Gewebebehandlungsfläche kann eine Vielzahl von
Geometrien annehmen, wobei bestimmte Bereiche und Geometrien für spezifische
Anwendungen gewählt
werden. Die Geometrien können
planar, konkav, konvex, halbkugelig, konisch, linear "inline" angeordnet sein
oder praktisch jede andere regelmäßige oder unregelmäßige Gestalt
haben. Am üblichsten
wird bzw. werden die aktive(n) Elektrode(n) oder der Elektrodenanschluss
bzw. die Elektrodenanschlüsse
an der distalen Spitze des elektrochirurgischen Instrumentenschafts
ausgebildet, die häufig
planare, scheibenförmige
oder halbkugelförmige
Oberflächen
zur Verwendung bei Umformungsverfahren oder lineare Anordnungen
zur Verwendung beim Schneiden sind. Alternativ oder zusätzlich kann
bzw. können
die aktive Elektrode(n) an Seitenflächen des elektrochirurgischen
Instrumentenschafts (z.B. in der Art eines Spatels) gebildet sein,
wodurch der Zugang zu bestimmten Körperstrukturen bei endoskopischen
Verfahren erleichtert werden kann.
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Bei
einigen Ausführungsformen
können
die Elektrodenabstützung
und der Fluidauslass aus einer Außenoberfläche des Instruments oder Handstücks ausgespart
sein, um das elektrisch leitfähige
Fluid auf den Bereich zu begrenzen, der die Elektrodenabstützung unmittelbar
umgibt. Des weiteren kann der Schaft so gestaltet sein, dass er
einen Hohlraum um die Elektrodenabstützung und den Fluidauslass
herum bildet. Dies hilft dabei, sicherzustellen, dass das elektrisch
leitfähige
Fluid in Kontakt mit dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und der
bzw. den Gegenelektrode(n) bleibt, um die leitfähige Bahn dazwischen aufrechtzuerhalten.
Des weiteren hilft dies dabei, eine Dampfschicht und anschließende Plasmaschicht
zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und dem
Gewebe an der Behandlungsstelle während des ganzen Verfahrens
aufrechtzuerhalten, was die thermische Beschädigung verringert, die sonst
auftreten könnte,
wenn die Dampfschicht aufgrund eines Mangels an leitfähigem Fluid
verschwinden würde.
Das Zurverfügungstellen
von elektrisch leitfähigem
Fluid um die Zielstelle herum hilft dabei, die Gewebetemperatur
auf einem gewünschten
Niveau aufrechtzuerhalten.
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Bei
anderen Ausführungsformen
sind die aktiven Elektroden von dem Gewebe um einen ausreichenden
Abstand beabstandet, um den Kontakt zwischen dem Gewebe und der
Dampfschicht, die um die aktiven Elektroden herum gebildet ist,
auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden. Bei diesen Ausführungsformen
wird der Kontakt zwischen den erwärmten Elektronen in der Dampfschicht
und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt, da sich diese Elektronen
von der Dampfschicht zurück
durch das leitfähige
Fluid zur Gegenelektrode bewegen. Die Ionen innerhalb des Plasmas
besitzen jedoch eine ausreichende Energie unter bestimmten Bedingungen
wie einem höheren
Spannungsniveau, um sich über
die Dampfschicht zu dem Gewebe zu beschleunigen. So zerfallen oder
zerbrechen die Gewebebindungen wie bei den vorherigen Ausführungsformen,
während
der Elektronenstrom und somit die thermische Energie in Kontakt
mit dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt wird.
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Das
elektrisch leitfähige
Fluid sollte eine Schwellenleitfähigkeit
aufweisen, um eine geeignete leitfähige Bahn zwischen der Gegenelektrode
und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen zu
schaffen. Die elektrische Leitfähigkeit des
Fluids (in Einheiten von Millisiemens pro Zentimeter oder mS/cm)
ist üblicherweise
höher als
0,2 mS/cm, vorzugsweise höher
als 2 mS/cm und stärker bevorzugt
höher als
10 mS/cm. Bei einer beispielhaften Ausführungsform ist das elektrisch
leitfähige
Fluid eine isotonische Kochsalzlösung,
die eine Leitfähigkeit
von etwa 17 mS/cm besitzt. Die Anmelderin hat gefunden, dass ein
leitfähigeres
Fluid oder eines mit einer höheren
Ionenkonzentration üblicherweise für eine aggressivere
Abtragungsrate sorgt. Beispielsweise kann eine Kochsalzlösung mit
einem höheren
Gehalt an Natriumchlorid als herkömmliche Kochsalzlösung (der
in der Größenordnung
von etwa 0,9 % Natriumchlorid liegt), z.B. in der Größenordnung
von mehr als 1 % oder zwischen 3 % und 20 %, erwünscht sein kann. Alternativ
kann die Erfindung mit unterschiedlichen Typen von leitfähigen Fluida verwendet
werden, die die Energie der Plasmaschicht beispielsweise durch Erhöhen der
Menge an Ionen in dem Plasma oder durch Zurverfügungstellen von Ionen, die
ein höheres
Energieniveau als Natriumionen aufweisen, erhöhen. Beispielsweise kann die
vorliegende Erfindung mit anderen Elementen als Natrium verwendet
werden, wie Kalium, Magnesium, Calcium und anderen Metallen nahe
dem linken Ende des Periodensystems. Des weiteren können andere
elektronegative Elemente wie Fluor statt Chlor verwendet werden.
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Die
Spannungsdifferenz, die zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n)
und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen angelegt wird,
ist eine Hoch- oder Radiofrequenz, typischerweise zwischen etwa
5 kHz und 20 MHz, üblicherweise
zwischen etwa 30 kHz und 2,5 MHz, vorzugsweise zwischen etwa 50
kHz und 500 kHz, oft weniger als 350 kHz und oft zwischen etwa 100
kHz und 200 kHz. Bei einigen Anwendungen hat die Anmelderin gefunden,
dass eine Frequenz von etwa 100 kHz brauchbar ist, da die Gewebeimpedanz
bei dieser Frequenz viel größer ist.
Bei anderen Anwendungen wie Verfahren im Herzen oder im Kopf und
Hals oder um diese herum können
höhere
Frequenzen wünschenswert
sein (z.B. 400 bis 600 kHz), um den Niederfrequenzstromfluss in
das Herz oder die Nerven des Kopfs oder Halses auf ein Minimum herabzusetzen. Die
angelegte RMS- (quadratische
Mittelwert-) Spannung liegt üblicherweise
im Bereich von etwa 5 Volt bis 1000 Volt, vorzugsweise im Bereich
von etwa 10 Volt bis 500 Volt, oft zwischen etwa 150 bis 350 Volt in
Abhängigkeit
von der Größe des Elektrodenanschlusses,
der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus des bestimmten Verfahrens
oder der gewünschten
Wirkung auf das Gewebe (d.h. Zusammenziehen, Koagulieren, Schneiden
oder Abtragen). Typischerweise liegt die Spitze-Spitze-Spannung zum
Abtragen oder Schneiden mit einer Rechteckwellenform im Bereich
von 10 bis 2000 Volt und bevorzugt im Bereich von 100 bis 1800 Volt
und stärker bevorzugt
im Bereich von 300 bis 1500 Volt, oft im Bereich von etwa 300 bis
800 Volt Spitze-Spitze (wiederum in Abhängigkeit von der Elektrodengröße, der Betriebsfrequenz
und dem Betriebsmodus). Niedrigere Spitze-Spitze-Spannungen werden
zur Gewebekoagulation oder zum Kollagenzusammenziehen verwendet
und liegen typischerweise im Bereich von 50 bis 1500, vorzugsweise
100 bis 1000 und stärker bevorzugt
120 bis 400 Volt Spitze-Spitze (wiederum werden diese Werte unter
Verwendung der Rechteckwellenform berechnet).
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Für das Abtragen
von Knochen oder anderem gehärteten
Material können
höhere
Spannungen wünschenswert
sein. So liegt die RMS- (quadratische Mittelwert-) Spannung, die
in diesen Fällen
angelegt wird, üblicherweise
im Bereich von etwa 5 Volt bis 1500 Volt, vorzugsweise im Bereich
von etwa 200 Volt bis 1000 Volt, oft zwischen etwa 450 und 750 Volt in
Abhängigkeit
von der Größe des Elektrodenanschlusses,
der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus des bestimmten Verfahrens
oder der gewünschten
Wirkung auf das Gewebe (d.h. Zusammenziehen, Koagulieren, Schneiden
der Abtragen). Typischerweise liegt die Spitze-Spitze-Spannung für das Abtragen
oder Schneiden mit einer Rechteckwellenform im Bereich von 10 bis
3000 Volt und vorzugsweise im Bereich von 400 bis 2000 Volt und
stärker bevorzugt
im Bereich von etwa 900 bis 1500 Volt (wiederum in Abhängigkeit
von der Elektrodengeometrie, dem leitfähigen Fluid an der Zielstelle,
der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus).
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Wie
vorstehend erörtert,
wird die Spannung üblicherweise
in einer Reihe von Spannungsimpulsen oder Wechselstrom von mit der
Zeit variierender Spannungsamplitude mit einer ausreichend hohen Frequenz
(z.B. in der Größenordnung
von 5 kHz bis 20 MHz) derart zugeführt, dass die Spannung wirksam
kontinuierlich angelegt wird (im Vergleich zu beispielsweise Lasern,
die geringe Tiefen der Nekrose beanspruchen und die im Allgemeinen
mit etwa 10 bis 20 Hz gepulst werden). Des weiteren liegt die Einschaltdauer
(d.h. die kumulative Zeit in jedem Intervall von einer Sekunde,
während
dessen die Energie zur Einwirkung gebracht wird) in der Größenordnung von
etwa 50 % der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu gepulsten Lasern,
die typischerweise eine Einschaltdauer von etwa 0,0001 % haben.
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Die
bevorzugte Energiequelle der vorliegenden Erfindung führt einen
Hochfrequenzstrom zu, der auswählbar
ist, um ein durchschnittliches Energieniveau im Bereich von mehreren
Milliwatt bis einigen zig Watt pro Elektrode in Abhängigkeit
von dem Volumen des Zielgewebes, das erwärmt wird, und/oder der maximal
gestatteten Temperatur, die für
die Instrumentenspitze ausgewählt
ist, zu erzeugen. Die Energiequelle gestattet es dem Benutzer, das
Spannungsniveau gemäß den spezifischen
Erfordernissen eines bestimmten neurochirurgischen Verfahrens, der
Herzchirurgie, der arthroskopischen Chirurgie, des dermatologischen
Verfahrens, der ophthalmischen Verfahren, der offenen Chirurgie
oder eines anderen endoskopischen chirurgischen Verfahrens auszuwählen. Für Herzverfahren
und potentiell für die
Neurochirurgie kann die Energiequelle zusätzliche Filter aufweisen, um
Kriechspannungen mit Frequenzen von weniger als 100 kHz, insbesondere Spannungen
um 60 kHz, zu filtern. Alternativ kann eine Energiequelle mit einer
höheren
Betriebsfrequenz, z.B. 300 bis 600 kHz, bei bestimmten Verfahren
verwendet werden, bei denen Streuströme niedriger Frequenz problematisch
sein können.
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Die
Energiequelle kann strombegrenzt oder anderweitig derart gesteuert
sein, dass ein unerwünschtes
Erwärmen
des Zielgewebes oder des umgebenden (Nichtziel-) Gewebes nicht auftritt.
Bei einer gegenwärtig
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung sind strombegrenzende Induktoren in Reihe
mit jedem unabhängigen
Elektrodenanschluss angeordnet, wobei die Induktanz des Induktors
im Bereich von 10 uH bis 50.000 uH, in Abhängigkeit von den elektrischen
Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate
und der Betriebsfrequenz liegt. Alternativ können Kondensator-Induktor- (LC-) Schaltungsstrukturen
verwendet werden, wie schon in dem US-Patent 5,697,909 beschrieben
wurde. Zusätzlich können strombegrenzende
Widerstände
verwendet werden. Vorzugsweise weisen diese Widerstände einen
hohen positiven Temperaturkoeffienten des Widerstands derart auf,
dass, wenn das Stromniveau für
irgendeinen einzelnen Elektrodenanschluss, der in Kontakt mit einem
Medium mit niedrigem Widerstand (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder Blut) steht, anzusteigen
beginnt, sich der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands beträchtlich
erhöht,
wodurch die Energiezuführung
von dem Elektrodenanschluss in das Medium mit niedrigem Widerstand
(z.B. Kochsalzlösungsspülmittel
oder Blut) auf ein Minimum herabgesetzt wird.
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Es
ist klar ersichtlich, dass die Erfindung nicht auf elektrisch isolierende
Elektrodenanschlüsse oder
selbst eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen begrenzt ist. Beispielsweise
kann eine Anordnung aktiver Elektrodenanschlüsse mit einer einzigen Leitung
verbunden sein, die sich durch den Katheterschaft zu einer Energiequelle
von Hochfrequenzstrom erstreckt. Alternativ kann das Instrument
eine einzige Elektrode enthalten, die sich direkt durch den Katheterschaft
erstreckt, oder mit einer einzigen Leitung verbunden ist, die sich zu
der Energiequelle erstreckt. Die aktive(n) Elektrode(n) kann bzw.
können Kugelformen
(z.B. für
die Verdampfung und das Austrocknen von Gewebe), Twizzleformen (für das Verdampfen
und nadelartige Schneiden), Federformen (für das schnelle größenmäßige Verkleinern
(?) und Austrocknen von Gewebe), gedrehte Metallformen, ringförmige oder
massive Rohrformen oder dergleichen aufweisen. Alternativ kann bzw.
können
die Elektrode(n) eine Vielzahl von Filamenten, eine oder mehrere
starre oder flexible Bürstenelektrode(n)
(für das
größenmäßige Verkleinern
eines Tumors wie eines Leiomyoms, eines Blasentumors oder eines
Prostataadenoms), eine oder mehrere Bürstenelektrode(n) mit Seitenwirkung
an einer Seitenfläche
des Schafts, eine oder mehrere gewickelte Elektrode(n) oder dergleichen
umfassen.
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Bei
einer Ausführungsform
umfasst ein elektrochirurgischer Katheter oder eine elektrochirurgische
Sonde einen einzigen aktiven Elektrodenanschluss, der sich von einem
isolierenden Element, z.B. einer Keramik, am distalen Ende des Schafts aus
erstreckt. Das isolierende Element ist vorzugsweise eine rohrförmige Struktur,
die den aktiven Elektrodenanschluss von einer rohrförmigen oder
ringförmigen
Gegenelektrode trennt, die proximal an dem isolierenden Element
und der aktiven Elektrode angeordnet ist. Bei einer anderen Ausführungsform
umfasst der Katheter oder die Sonde eine einzige aktive Elektrode,
die relativ zum Rest des Katheterkörpers gedreht werden kann,
oder der gesamte Katheter kann mit Bezug auf die Leitung gedreht
werden. Die einzige aktive Elektrode kann benachbart dem anomalen
Gewebe angeordnet und erregt und gedreht werden, wie dies für das Entfernen
dieses Gewebes geeignet ist.
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Die
Stromflussbahn zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und der
bzw. den Gegenelektrode(n) kann durch Eintauchen der Gewebestelle
in ein elektrisch leitendes Fluid (z.B. in ein viskoses Fluid wie
ein elektrisch leitfähiges
Gel) oder durch Lenken eines elektrisch leitenden Fluids entlang
einer Fluidbahn zur Zielstelle (d.h. einem Fluid wie einer isotonischen
Kochsalzlösung oder
einem Gas wie Argon) erzeugt werden. Dieses letztere Verfahren ist
bei einer trockenen Umgebung (z.B. bei Gewebe, das nicht in das
Fluid eingetaucht ist) besonders wirksam, weil das elektrisch leitende Fluid
für eine
geeignete Stromflussbahn von dem Elektrodenanschluss zu der Gegenelektrode
sorgt.
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Unter
Bezugnahme auf 1 wird nun ein beispielhaftes
elektrochirurgisches System 5 zur Behandlung von Gewebe
im Körper
detailliert beschrieben. Das elektrochirurgische System 5 ist
im Allgemeinen für
minimal invasive Verfahren innerhalb des Körpers brauchbar, wobei ein
chirurgisches Instrument durch eine perkutane Penetration oder durch eine
natürliche Öffnung in
den Patienten eingeführt wird.
Wie gezeigt, umfasst ein elektrochirurgisches System 5 im
Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 20, die mit
einer Energieversorgung 10 verbunden ist, um einen Elektrodenanschluss
bzw. mehreren Elektrodenanschlüsse 42 an
der Sonde 20 mit Hochfrequenzspannung zu versorgen. Die
Sonde 20 umfasst ein Verbindergehäuse 44 an ihrem proximalen
Ende, das mit einem Sondenbehälter
bzw. einer Sondenaufnahme 32 eines Sondenkabels 22 entfernbar
verbunden sein kann. Der proximale Bereich des Kabels 22 besitzt
einen Verbinder 34, um die Sonde 20 mit der Energieversorgung 10 zu
koppeln. Die Energieversorgung 10 weist eine durch eine
Bedienungsperson steuerbare Spannungsniveaueinstellung 38 auf,
um das angelegte Spannungsniveau zu ändern, das an einer Spannungsniveauanzeige 40 beobachtet
werden kann. Die Energieversorgung 10 umfasst auch ein
oder mehrere Fußpedal(e) 24 und
ein oder mehrere Kabel 26, die jeweils mit dem Behälter 30 mit
einem Kabelverbinder 28 entfernbar gekoppelt sind. Das
bzw. die Fußpedal(e) 24 kann bzw.
können
ein zweites Pedal (nicht gezeigt), um das an die Elektrodenanschlüsse 104 angelegte
Energieniveau aus einer gewissen Entfernung einzustellen, und ein
drittes Pedal (ebenfalls nicht gezeigt) umfassen, um zwischen einem
Abtragungsmodus und einem Subabtragungsmodus (wie Koagulation und
Zusammenziehen) zu schalten.
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Bei
einer beispielhaften Ausführungsform wird
ein erstes Fußpedal 24 verwendet,
um die Energieversorgung in den "Abtragungs"-Modus zu bringen,
und ein zweites Fußpedal
(nicht gezeigt) bringt die Energieversorgung 28 in den "Koagulations"-Modus. Das dritte
Fußpedal
(nicht gezeigt) gestattet es dem Benutzer, das Spannungsniveau innerhalb
des "Abtragungs"-Modus einzustellen.
In dem Abtragungs-Modus wird eine ausreichende Spannung an die Elektrodenanschlüsse angelegt,
um die erforderlichen Bedingungen für die molekulare Dissoziation des
Gewebes (d.h. Bilden eines Plasmas mit ausreichender Energie zum
Abtragen von Gewebe) festzulegen. Wie vorstehend erörtert, variiert
das erforderliche Spannungsniveau zum Abtragen in Abhängigkeit von
der Anzahl, Größe, Gestalt
und Beabstandung der Elektroden, dem Abstand, um den sich die Elektroden
von dem Abstützelement
erstrecken usw. Wenn der Chirurg die Energieversorgung im "Abtragungs"-Modus verwendet,
kann die Spannungsniveaueinstellung 40 oder das dritte
Fußpedal
verwendet werden, um das Spannungsniveau einzustellen, um den Grad
oder die Aggressivität
der Abtragung einzustellen. Es ist selbstverständlich, dass die Spannung und
die Modalität
der Energieversorgung auch durch andere Eingabevorrichtungen gesteuert werden
können.
Die Anmelderin hat jedoch gefunden, dass die Fußpedale bequeme Verfahren zum Steuern
der Energieversorgung sind, während
die Sonde während
eines chirurgischen Verfahrens manipuliert wird.
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Beim
Koagulations-Modus legt die Energieversorgung 28 eine ausreichend
geringe Spannung an einen Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse (oder
eine oder mehrere Koagulationselektrode(n)) an, um eine Verdampfung
des elektrisch leitfähigen
Fluids, die Bildung eines Plasmas und die anschließende molekulare
Dissoziation des Gewebes zu vermeiden. Der Chirurg kann die Energieversorgung
zwischen dem Abtragungs- und dem Koagulations-Modus automatisch
hin und her schalten, indem er alternativ auf die geeigneten Fußpedale
tritt. Dies gestattet es dem Chirurgen, sich in situ schnell zwischen
Koagulation und Abtragen zu bewegen ohne seine/ihre Konzentration
von dem Operationsgebiet abzuwenden oder ohne einen Assistenten
bitten zu müssen,
die Energieversorgung zu schalten. Beispielsweise verschließt und/oder
koaguliert die Sonde typischerweise kleine abgetrennte Gefäße innerhalb
des Gewebes, wenn der Chirurg weiches Gewebe im Abtragungsmodus
formt. Größere Gefäße oder
Gefäße mit einem
hohen Fluiddruck (z.B. Arteriengefäße) können im Abtragungsmodus nicht verschlossen
werden. Dementsprechend kann der Chirurg einfach auf das geeignete
Fußpedal
treten, wodurch das Spannungsniveau automatisch unter das Schwellenniveau
für das
Abtragen abgesenkt wird und während
eines ausreichenden Zeitraums genügend Druck auf das abgetrennte
Gefäß ausgeübt wird,
um das Gefäß zu verschließen und/oder
zu koagulieren. Nachdem dies beendet ist, kann der Chirurg schnell
zu dem Abtragungsmodus zurückkehren,
indem er auf das geeignete Fußpedal
tritt. Eine besondere Konstruktion einer geeigneten Energieversorgung
zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung ist in dem US-Patent
6,296,636 zu finden.
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Unter
Bezugnahme auf 2 und 3 wird nun
eine repräsentative
Hochfrequenzenergieversorgung zur Verwendung gemäß den Prinzipien der vorliegenden
Erfindung beschrieben. Die Hochfrequenzenergieversorgung der vorliegenden
Erfindung ist gestaltet, um eine Hochfrequenzspannung von etwa 10
bis 500 Volt RMS zwischen einem Elektrodenanschluss oder mehreren
Elektrodenanschlüssen
(und/oder Koagulationselektrode) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n)
anzulegen. Bei der beispielhaften Ausführungsform bringt die Energieversorgung
etwa 70 bis 350 Volt RMS im Abtragungsmodus und etwa 20 bis 90 Volt
im Subabtragungsmodus, vorzugsweise 45 bis 70 Volt im Koagulationsmodus,
zur Einwirkung (diese Werte variieren selbstverständlich in
Abhängigkeit
von der Gestaltung der Sonde, die an der Energieversorgung befestigt
ist, und dem gewünschten
Modus des Betriebs).
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Die
bevorzugte Energiequelle der vorliegenden Erfindung liefert einen
Hochfrequenzstrom, der auswählbar
ist, um ein durchschnittliches Energieniveau im Bereich von mehreren
Milliwatt bis zu mehreren zig Watt pro Elektrode in Abhängigkeit
von dem Volumen des Zielgewebes, das erwärmt wird, und/oder der maximal
gestatteten Temperatur, die für die
Sondenspitze gewählt
ist, zu erzeugen. Die Energiequelle gestattet es dem Benutzer, das
Spannungsniveau gemäß den spezifischen
Erfordernissen eines bestimmten Verfahrens, z.B. der arthroskopischen
Chirurgie, eines dermatologischen Verfahrens, der opththalmischen
Verfahren, der offenen Chirurgie oder eines anderen endoskopischen
chirurgischen Verfahrens auszuwählen.
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Wie
in 2 gezeigt, umfasst die Energieversorgung im Allgemeinen
einen Stromoszillator 100 mit Hochfrequenz (HF) mit Ausgangsverbindungen
zum Koppeln über
ein Stromausgangssignal 102 an die Lastimpedanz, die durch
die Elektrodenanordnung dargestellt ist, wenn die elektrochirurgische Sonde
verwendet wird. Bei der repräsentativen
Ausführungsform
arbeitet der HF-Oszillator bei etwa 100 kHz. Der HF-Oszillator ist
nicht auf diese Frequenz beschränkt
und kann bei Frequenzen von etwa 300 kHz bis 600 kHz arbeiten. Insbesondere
arbeitet der HF-Oszillator für
Herzanwendungen vorzugsweise im Bereich von etwa 400 kHz bis etwa
600 kHz. Der HF-Oszillator liefert im Allgemeinen ein Rechteckwellensignal
mit einem Spitzenfaktor von etwa 1 bis 2. Selbstverständlich kann
dieses Signal ein Sinuswellensignal oder ein anderes geeignetes
Wellensignal in Abhängigkeit
von der Anwendung und anderen Faktoren wie der angelegten Spannung,
der Anzahl und der Geometrie der Elektroden usw. sein. Das Stromausgangssignal 102 ist
so gestaltet, dass es eine minimale Spannungsabnahme (d.h. Durchhang) unter
Last erleidet. Dies verbessert die angelegte Spannung zu den Elektrodenanschlüssen und
der Gegenelektrode, was die Rate des volumetrischen Entfernens (Abtragens)
des Gewebes verbessert.
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Energie
wird dem Oszillator 100 mittels des Schaltens der Energieversorgung 104,
die zwischen der Energieleitung und dem HF-Oszillator gekoppelt ist,
statt über
einen herkömmlichen
Transformator zugeführt.
Die Schaltenergieversorgung 140 gestattet es, dass der
Generator einen hohen Spitzenenergieausgang ohne die große Größe und das
hohe Gewicht eines sperrigen Transformators erzielt. Die Architektur
der Schaltenergieversorgung wurde auch dafür konstruiert, das elektromagnetische
Rauschen derart zu verringern, das US- und ausländische EMI-Erfordernisse erfüllt werden.
Diese Architektur umfasst ein Nullspannungsschalten oder -kreuzen, was
bewirkt, dass die Transistoren EIN und AUS geschaltet werden, wenn
die Spannung Null ist. Deshalb wird das elektromagnetische Rauschen,
das von den Transistoren, die geschaltet werden, erzeugt wird, in
hohem Ausmaß verringert.
Bei einer beispielhaften Ausführungsform
arbeitet die Schaltenergieversorgung 104 bei etwa 100 kHz.
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Eine
Steuereinrichtung 106, die mit den Steuerungen 105 der
Bedienungsperson (d.h. Fußpedale
und Spannungswahlschalter) und der Anzeige 116 gekoppelt
ist, ist mit einem Steuereingang der Schaltenergieversorgung 104 zum
Einstellen der Generatorausgangsenergie durch eine Änderung
der Versorgungsspannung verbunden. Die Steuereinrichtung 106 kann
ein Mikroprozessor oder eine integrierte Schaltung sein. Die Energieversorgung
kann auch einen oder mehrere Stromsensor(en) 112 zum Feststellen
des Ausgangsstrom umfas sen. Die Energieversorgung ist vorzugsweise
in einem Metallgehäuse
untergebracht, das für
ein haltbares Gehäuse für die darin
enthaltenen elektrischen Komponenten sorgt. Des weiteren verringert
das Metallgehäuse das
elektromagnetische Rauschen, das innerhalb der Energieversorgung
erzeugt wird, da das geerdete Metallgehäuse als "Faraday'scher Käfig" fungiert, wodurch die Umgebung von
den internen Quellen des elektromagnetischen Rauschens abgeschirmt wird.
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Die
Energieversorgung umfasst im Allgemeinen eine Hauptplatine, die
die generischen elektrischen Komponenten enthält, die für viele chirurgische Verfahren
(z.B. Arthroskopie, Urologie, allgemeine Chirurgie, Dermatologie,
Neurochirurgie usw.) erforderlich sind, und eine Tochterplatine,
die die anwendungsspezifischen, strombegrenzenden Schaltungen (z.B.
Induktoren, Widerstände,
Kondensatoren und dergleichen) enthält. Die Tochterplatine ist mittels
eines abnehmbaren Mehrstiftverbinders an die Hauptplatine gekoppelt,
um das bequeme Umwandeln der Energieversorgung für beispielsweise Anwendungen
zu gestatten, die eine unterschiedliche strombegrenzende Schaltungskonstruktion
erfordern. Für
die Arthroskopie umfasst die Tochterplatine vorzugsweise eine Vielzahl
von Induktoren von etwa 200 bis 400 Mikro-Henry, üblicherweise
etwa 300 Mikro-Henry für
jeden der Kanäle,
die den Elektrodenanschlüssen
Strom zuführen
(siehe 4).
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Alternativ
sind bei einer Ausführungsform strombegrenzende
Induktoren in Reihe mit jedem unabhängigen Elektrodenanschluss
geschaltet, wobei die Induktanz des Induktors im Bereich von 10
uH bis 50.000 uH in Abhängigkeit
von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten
Gewebeerwärmungsrate
und der Betriebsfrequenz liegt. Alternativ können Kondensator-Induktor-
(LC-) Schaltungsstrukturen verwendet werden. Des weiteren können strombegrenzende
Widerstände
gewählt werden.
Vorzugsweise weisen diese Widerstände einen hohen positiven Temperaturwiderstandskoeffizienten
auf, so dass, wenn das Stromniveau für einen beliebigen einzelnen
Elektrodenanschluss in Kontakt mit einem Medium niedrigen Widerstands
(z.B. Kochsalzlösungsspülmittel
oder leitfähiges
Gel) anzusteigen beginnt, der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands
signifikant erhöht
wird, wodurch die Energiezufuhr vom Elektrodenanschluss in das Medium
niedrigen Widerstands (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder leitfähiges Gel)
auf ein Minimum herabgesetzt wird.
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Das
Energieausgangssignal kann auch an eine Vielzahl von strombegrenzenden
Elementen 96 gekoppelt werden, die sich vorzugsweise auf
der Tochterplatine befinden, da die strombegrenzenden Elemente in
Abhängigkeit
von der Anwendung variieren können. 4 zeigt
eine Anordnung, die bei arthroskopischen Verfahren mit einer Mehrelektrodensonde
verwendet werden kann. Wie gezeigt, umfasst eine Hochfrequenzenergieversorgung 28 eine
Spannungsquelle 98, die mit einer Vielzahl von strombegrenzenden
Elementen 96a, 96b ... 96z verbunden ist.
Diese sind typischerweise Induktoren, die eine Induktanz im Bereich
von etwa 100 bis 5000 Mikro-Henry aufweisen, wobei der bestimmte
Wert von den Abmessungen des Elektrodenanschlusses, den gewünschten
Abtragungsraten und dergleichen abhängt. Kondensatoren mit Kapazitätswerten
im Bereich von etwa 200 bis 10.000 Picofarad können ebenfalls als strombegrenzende
Elemente verwendet werden. Es wäre
auch möglich,
Widerstände
als strombegrenzende Elemente zu verwenden. Die strombegrenzenden
Elementen können
auch Teil einer Resonanzkreisstruktur sein.
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4 bis 6 zeigen
eine beispielhafte elektrochirurgische Sonde 20. Wie in 4 gezeigt, umfasst
die Sonde 20 im Allgemeinen einen länglichen Schaft 100,
der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204, der
an das proximale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist, und
ein Elektrodenabstützelement 102,
das an das distale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist.
Der Schaft 100 umfasst vorzugsweise ein elektrisch leitendes
Material, üblicherweise
ein Metall wie Wolfram, Legierungen aus rostfreiem Stahl, Platin
oder dessen Legierungen, Titan oder dessen Legierungen, Molybdän oder.
dessen Legierungen und Nickel oder dessen Legierungen. Der Schaft 100 umfasst
einen elektrisch leitenden Mantel 108, der typischerweise
als eine oder mehrere elektrisch isolierende Hülle(n) oder Beschichtung(en),
wie Polytetrafluorethylen, Polyimid und dergleichen gebildet ist. Das
Vorsehen eines elektrisch isolierenden Mantels über dem Schaft verhindert den
direkten elektrischen Kontakt zwischen diesen Metallelementen und
einer benachbarten Körperstruktur
oder dem Chirurgen. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen
einer Körperstruktur
(z.B. einer Sehne) und einer freigelegten Elektrode könnte zu
einem unerwünschten Erwärmen und
einer Nekrose der Struktur am Kontaktpunkt führen, was eine Nekrose verursacht.
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Der
Griff 204 umfasst typischerweise ein Kunststoffmaterial,
das leicht zu einer geeigneten Gestalt zur Handhabung durch den
Chirurgen geformt wird. Wie in 9 gezeigt,
bildet der Griff 204 einen inneren Hohlraum 208,
in dem die elektrischen Verbindungen 250 (nachstehend erörtert) untergebracht
sind und der für
eine geeigneten Schnittstelle zur Verbindung an ein elektrisches
Verbindungskabel 22 (siehe 1) sorgt.
Wie in 7 gezeigt, umfasst die Sonde typischerweise einen
Codierwiderstand 260 mit einem Wert, der gewählt ist,
um unterschiedliche Ausgangsbereiche und Modi des Betriebs für die Energieversorgung
zu programmieren. Dies gestattet es, dass eine einzige Energieversorgung
mit einer Vielzahl von verschiedenen Sonden bei verschiedenen Anwendungen
(z.B. Dermatologie, Herzchirurgie, Neurochirurgie, Arthroskopie
usw.) verwendet wird.
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Die
Sonde 20 kann des weiteren ein Identifizierungselement
umfassen, die für
die bestimmte Elektrodenanordnung charakteristisch ist, so dass die
gleiche Energieversorgung 28 für verschiedene elektrochirurgische
Operationen verwendet werden kann. Bei einer Ausführungsform
umfasst die Sonde 20 beispielsweise ein Spannungsherabsetzungselement
oder eine Spannungsherabsetzungsschaltung zum Verringern der Spannung,
die zwischen den Elektrodenanschlüssen 104 und der Gegenelektrode 112 angelegt
wird. Das Spannungsherabsetzungselement dient dazu, die Spannung,
die durch die Energieversorgung zur Einwirkung gebracht wird, derart herabzusetzen,
dass die Spannung zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode niedrig
genug ist, um einen übermäßigen Energieverlust
in das elektrisch leitende Medium und/oder das Abtragen von Gewebe
an der Zielstelle zu vermeiden. Das Spannungsherabsetzungselement
gestattet es hauptsächlich,
dass die elektrochirurgische Sonde 20 mit anderen ArthroCare-Generatoren
kompatibel ist, die dazu geeignet sind, höhere Spannungen für das Abtragen
oder Verdampfen von Gewebe anzulegen. Für das Zusammenziehen von Gewebe dient
das Spannungsherabsetzungselement beispielsweise dazu, eine Spannung
von etwa 100 bis 135 Volt μ (das
eine Stellung von 1 auf den ArthroCare Generatoren, Modell 970,
980 und 2000 ist) auf etwa 45 bis 60 Volt RMS herabzusetzen, was
eine geeignete Spannung für
das Zusammenziehen von Gewebe ohne Abtragen (z.B. der molekularen
Dissoziation) des Gewebes ist.
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Selbstverständlich erfordert
die Sonde bei einigen Verfahren typischerweise kein Spannungsherabsetzungselement.
Alternativ kann die Sonde ein Spannungserhöhungselement oder eine Spannungserhöhungsschaltung,
falls gewünscht,
aufweisen.
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Bei
dem in 4 bis 6 gezeigten Beispiel erstreckt
sich das Elektrodenabstützelement 102 vom
distalen Ende des Schafts 100 (üblicherweise etwa 1 bis 20
mm) und sorgt für
eine Abstützung für eine Vielzahl
von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen 120. Das Elektrodenabstützelement 102 und
die Elektrodenanschlüsse 120 sind
vorzugsweise an einem rohrförmigen
Abstützelement 122 innerhalb
des Schafts 100 mittels eines Klebemittels 124 befestigt.
Die Elektrodenanschlüsse 120 können als
runde, quadratische, rechteckige oder anders gestaltete, leitfähige Metalle
gestaltet sein. Beispielsweise können
die Elektrodenanschlussmaterialien aus der Gruppe gewählt werden,
die rostfreien Stahl, Wolfram und dessen Legierungen, Molybdän und dessen
Legierungen, Titan und dessen Legierungen, Legierungen auf der Basis
von Nickel sowie Platin und dessen Legierungen enthalten. Das Elektrodenabstützelement 102 ist
vorzugsweise eine Keramik-, Glas- oder Glas-/Keramikzusammensetzungen
(z.B. Aluminiumoxid, Titannitrid oder dergleichen). Alternativ kann
das Elektrodenabstützelement 620 die
Verwendung eines biokompatiblen Hochtemperaturkunststoffs wie Polyether-Ether-Keton
(PEEK), hergestellt von Vitrex International Products, Inc. oder Polysulfon,
hergestellt von GE Plastics, umfassen.
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Das
Klebemittel 620 kann beispielsweise ein Epoxy (z.B. Master
Bond EP42HT, hergestellt von Master Bond) oder ein Klebemittel auf
der Basis von Silicon sein.
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6 zeigt
ein Beispiel des Arbeitsendes der Sonde 20. Wie gezeigt,
sind insgesamt 7 kreisförmige
aktive Elektroden oder Elektrodenanschlüsse 120 in einem symmetrischen
Muster mit einem Durchmesser der aktiven Elektroden D1 im Bereich von
0,05 mm bis 1,5 mm, stärker
bevorzugt im Bereich von 0,1 mm bis 0,75 mm, gezeigt. Die Abstände W1 und
W2 zwischen den Elektroden liegen vorzugsweise im Bereich von 0,1
mm bis 1,5 mm und stärker bevorzugt
im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Abstand W3 zwischen dem Außenumfang
des Elektrodenanschlusses 120 und dem Umfang des Elektrodenabstützelements
liegt vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und stärker bevorzugt im
Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Gesamtdurchmesser D2 des Arbeitsendes
der Sonde 20 liegt vorzugsweise im Bereich von (ES mm (?)
bis 10 mm und stärker
bevorzugt im Bereich von 0,5 mm bis 5 mm. Wie vorstehend erörtert, kann
die Gestalt der aktiven Elektroden rund, quadratisch, dreieckig, sechseckig,
rechteckig, rohrförmig,
wie ein flacher Streifen und dergleichen sein und kann in einem kreisförmig symmetrischen
Muster wie in 6 gezeigt angeordnet sein oder
kann beispielsweise in einem rechteckigen, quadratischen, linearen
Muster oder dergleichen angeordnet sein.
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Bei
diesem Beispiel umfasst die Sonde 20 eine rohrförmige Kanüle 122,
die sich entlang des Schafts 100 radial nach außen von
dem Abstützelement 102 und
den Elektrodenanschlüssen 120 aus erstreckt.
Das Material für
die Kanüle 122 kann
aus einer Gruppe von elektrisch leitfähigen Metallen derart gewählt werden,
dass die Kanüle 122 sowohl
als strukturelles Abstützelement
für die
Anordnung der Elektrodenanschlüsse 120 als
auch als Gegenelektrode 112 dient. Das Abstützelement 122 ist
mit einem elektrischen Leitungsdraht (nicht gezeigt) an seinem proximalen
Ende innerhalb eines Verbindergehäuses (nicht gezeigt) verbunden
und setzt sich über
einen geeigneten Verbinder zu der Energieversorgung 28 hin
fort, um für
eine elektrische Kontinuität
zwischen einem Ausgangspol des Hochfrequenzgenerators 28 und
der Gegenelektrode 112 zu sorgen. Die Kanüle 122 kann
aus der Gruppe ausgewählt
werden, die rostfreien Stahl, Legierungen auf der Basis von Kupfer,
Titan oder dessen Legierungen und Legierungen auf der Basis von
Nickel umfasst. Die Dicke der Kanüle 122 liegt vorzugsweise
im Bereich von 0,08 mm bis 1,0 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,05
mm bis 0,4 mm.
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Wie
in 5 und 6 gezeigt, ist die Kanüle 122 mit
einer elektrisch isolierenden Hülle 108 bedeckt,
um den Körper
des Patienten vor dem elektrischen Strom zu schützen. Die elektrisch isolierende Hülle kann
eine Beschichtung (z.B. Nylon) oder ein wärmeschrumpfbarer Kunststoff
(z.B. Fluorpolymer oder Polyester) sein. Wie in 5 gezeigt,
ist der proximale Bereich der Kanüle 122 freigelegt
belassen, um als Gegenelektrode 112 zu dienen. Die Länge L5 der
Gegenelektrode 112 liegt vorzugsweise im Bereich von 1
mm bis 30 mm und stärker
bevorzugt im Bereich von 2 mm bis 20 mm. Der Abstand zwischen dem
distalsten Bereich der Gegenelektrode 112 und der Ebene
L1 der Gewebebehandlungsfläche
des Elektrodenabstützelements 120 liegt
vorzugsweise im Bereich von 0,5 mm bis 30 mm und stärker bevorzugt
im Bereich von 1 mm bis 20 mm. Die Dicke der elektrisch isolierenden
Hülle 108 liegt vorzugsweise
im Bereich von 0,1 mm bis 0,5 nm und stärker bevorzugt im Bereich von
0,02 mm bis 0,2 mm.
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In
dem in 4 bis 6 gezeigten Beispiel wird das
elektrisch leitende Fluid von einem Fluidzuführungselement (nicht gezeigt),
das von der Sonde 20 getrennt ist, zugeführt. Bei
der arthroskopischen Chirurgie wird die Körperhöhle beispielsweise mit isotonischer
Kochsalzlösung
geflutet und die Sonde 20 wird in den gefluteten Hohlraum
eingeführt.
Elektrisch leitfähiges
Fluid wird kontinuierlich erneut zugeführt, um die Leitungsbahn zwischen
der Gegenelektrode 112 und den Elektrodenanschlüssen 102 aufrechtzuerhalten.
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7 bis 10 zeigen
ein weiteres Beispiel einer Sonde, die ein Ansauglumen und eine Schleifenelektrode
enthält,
die dazu bestimmt ist, Gewebefragmente abzutragen, wenn sie in das
Lumen angesaugt werden. Wie in 7 gezeigt,
umfasst die elektrochirurgische Sonde 20 einen länglichen
Schaft 100, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204,
der an das proximale Ende des Schafts gekoppelt ist, und ein Elektrodenabstützelement 102, das
an das distale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist. Wie
in 8 gezeigt, umfasst die Sonde 20 eine aktive
Schleifenelektrode 203 und eine Gegenelektrode 212,
die von der aktiven Schleifenelektrode 203 proximal beabstandet
ist. Die Sonde 200 umfasst des weiteren ein Sauglumen 220 zum
Ansaugen von überschüssigen Fluida,
Blasen, Gewebefragmenten und/oder Abtragungsprodukten aus der Zielstelle. Wie
in 7 und 8 gezeigt, erstreckt sich das Sauglumen 220 durch
das Abstützelement 102 hindurch
zu einer distalen Öffnung 222 und
erstreckt sich durch den Schaft 201 und den Griff 204 hindurch zu
einem externen Verbinder 224 zum Koppeln an eine Vakuumquelle.
Typischerweise ist die Vakuumquelle eine Standardkrankenhauspumpe,
die für
den Saugdruck zum Verbinder 224 und dem Lumen 220 sorgt.
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Das
Elektrodenabstützelement 102 erstreckt sich
von dem distalen Ende des Schafts 201 (üblicherweise 1 bis 20 mm) und
sorgt für
eine Abstützung
für die
Schleifenelektrode 203 und eine Ringelektrode 204 (siehe 22).
Wie in 20 gezeigt, besitzt die Schleifenelektrode 203 ein
erstes Ende und ein zweites Ende, die sich von dem Elektrodenabstützelement 102 aus
erstrecken. Das erste und das zweite Ende sind jeweils mit einem
oder mehreren Verbindern, z.B. Drähten (nicht gezeigt) gekoppelt
oder mit diesem bzw. diesen einstückig ausgebildet, die sich
durch den Schaft der Sonde zu dessen proximalem Ende zum Koppeln
an die Hochfrequenzenergieversorgung erstreckt bzw. erstrecken.
Die Schleifenelektrode erstreckt sich üblicherweise etwa 0,5 bis etwa
10 mm vom distalen Ende des Abstützelements,
vorzugsweise etwa 1 bis 2 mm. Die Schleifenelektrode 203 erstreckt
sich üblicherweise
weiter weg von dem Abstützelement
als die Ringelektrode 204, um das Abtragen des Gewebes
zu erleichtern. Wie vorstehend erörtert, ist die Schleifenelektrode 203 besonders
für das
Gewebeabtragen gestaltet, während
die Ringelektrode 204 Gewebefragmente abträgt, die
in das Sauglumen 220 angesaugt werden.
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Unter
Bezugnahme auf 10 umfasst die Elektrode 204 vorzugsweise
einen Wolfram- oder
Titanringdraht mit zwei Enden 230, 232, die an
die elektrischen Verbinder (nicht gezeigt) innerhalb des Abstützelements 102 gekoppelt
sind. Der Draht ist gebogen, um eine Hälfte der Zahl acht zu bilden,
wodurch ein Ring gebildet wird, der oberhalb der Öffnung 222 des
Sauglumens 220 angeordnet ist. Dieser Ring hemmt den Durchtritt
von Gewebefragmenten, die groß genug
sind, um das Sauglumen 220 zu verstopfen. Des weiteren
liefert die zwischen der Ringelektrode 204 und der Gegenelektrode 212 angelegte
Spannung ausreichend Energie, um diese Gewebefragmente zu kleineren
Fragmenten abzutragen, die dann durch das Lumen 220 angesaugt
werden. Bei dem vorliegenden Beispiel sind die Elektrode 204 und
die Schleifenelektrode 203 elektrisch voneinander isoliert.
Diese Elektroden 204, 203 können bei einigen Anwendungen
elektrisch gekoppelt sein.
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11 bis 17 zeigen
eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, welche eine elektrochirurgische Sonde 300 umfasst,
die eine aktive Schirmelektrode 302 enthält. Wie
in 1 gezeigt, umfasst die Sonde 300 einen
länglichen
Schaft 304, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 306,
der an das proximale Ende des Schafts 304 gekoppelt ist,
und ein Elektrodenabstützelement 308,
das an das distale Ende des Schafts 304 gekoppelt ist.
Die Sonde 300 umfasst des weiteren eine aktive Schirmelektrode 302 und
eine Gegenelektrode 310, die von der aktiven Schirmelektrode 302 proximal
beabstandet ist. Bei dieser Ausführungsform
sind die aktive Schirmelektrode 302 und das Abstützelement 308 derart
gestaltet, dass die aktive Elektrode 302 an einer seitlichen
Seite des Schafts 304 (z.B. 90° von der Schaftachse) angeordnet
ist, um es dem Arzt zu gestatten, Zugang zu dem Gewebe zu bekommen,
das von der Achse der Pforten- oder arthroskopischen Öffnung in
den Gelenkhohlraum versetzt ist, in den sich der Schaft 304 während des
Verfahrens bewegt. Um dies zu erreichen, umfasst die Sonde 300 eine elektrisch
isolierende Kappe 320, die an das distale Ende des Schafts 304 gekoppelt
ist und eine seitliche Öffnung 322 zu
Aufnahme des Abstützelements 308 und
der Schirmelektrode 302.
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Die
Sonde 300 umfasst des weiteren ein Saugverbindungsrohr 314 zum
Koppeln an eine Vakuumquelle und ein inneres Sauglumen 312 (12) zum
Ansaugen von überschüssigen Fluida,
Gewebefragmenten und/oder Abtragungsprodukten (z.B. Blasen) von
der Zielstelle. Des weiteren gestattet es das Sauglumen 312 dem
Chirurgen, lockeres Gewebe, z.B. Synovialgewebe in Richtung auf
die Schirmelektrode 302 zu saugen, wie vorstehend erörtert. Typischerweise
ist die Vakuumquelle eine Standardkrankenhauspumpe, die für den Saugdruck
zu dem Verbindungsrohr 313 und dem Lumen 312 sorgt.
Jedoch kann eine Pumpe auch in die Hochfrequenzenergieversorgung
eingebaut sein. Wie in 12, 13 und 16 gezeigt,
erstreckt sich das innere Saugvolumen 312, das vorzugsweise
ein PEEK-Rohr umfasst, von dem Verbindungsrohr 314 im Griff 306 durch
den Schaft 304 zu einer axialen Öffnung 316 in dem
Abstützelement 308,
durch das Abstützelement 308 zu
einer seitlichen Öffnung 318.
Die seitliche Öffnung 318 kontaktiert
die Schirmelektrode 302, die eine Vielzahl von Löchern 324 (214) (?) umfasst, um das Ansaugen dort
hindurch wie nachstehend erörtert
zu gestatten.
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Wie
in 12 gezeigt, begrenzt der Griff einen Innenhohlraum 326,
in dem die elektrischen Verbindungen 328 (vorstehend erörtert) untergebracht sind,
und der für
eine geeignete Schnittstelle für
die Verbindung eines elektrischen Verbindungskabels 22 (siehe 1)
sorgt. Wie in 15 gezeigt, umfasst die Sonde
auch einen Codierwiderstand 330 mit einem Wert, der gewählt ist,
um unterschiedliche Ausgangsbereiche und Modi des Betriebs für die Energieversorgung
zu programmieren. Dies gestattet die Verwendung einer einzigen Energieversorgung
mit einer Vielzahl von unterschiedlichen Sonden bei unterschiedlichen
Anwendungen (z.B. Dermatologie, Herzchirurgie, Neurochirurgie, Arthroskopie
usw.).
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Unter
Bezugnahme auf 16 umfasst das Elektrodenabstützelement 308 vorzugsweise
ein anorganisches Material wie Glas, Keramik, Siliciumnitrid, Aluminiumoxid
oder dergleichen, das mit seitlichen und axialen Öffnungen 318, 316 zum
Saugen ausgebildet ist und mit einem oder mehreren kleineren Löchern 330 zur
Aufnahme der elektrischen Verbinder 332 ausgebildet ist.
Bei der repräsentativen Ausführungsform
besitzt das Abstützelement 308 eine
zylindrische Gestalt zum Abstützen
einer kreisförmigen
Schirmelektrode 302. Selbstverständlich kann die Schirmelektrode 302 eine
Vielzahl von unterschiedlichen Formen wie die in 17 gezeigte rechteckige
Form aufweisen, was die zugeordnete Form des Abstützelements 308 ändern kann.
Wie in 13 gezeigt, erstrecken sich
elektrische Verbinder 332 von den Verbindungen 328,
durch den Schaft 304 und Löcher 330 in dem Abstützelement 308 zur Schirmelektrode 302,
um die aktive Elektrode 302 mit einer Hochfrequenzenergieversorgung
zu koppeln. Bei der repräsentativen
Ausführungsform
ist die Schirmelektrode 302 an dem Abstützelement 308 mittels
Kugeldrähten 334,
die sich durch Löcher 336 in
der Schirmelektrode 302 und Löcher 330 in dem Abstützelement 308 erstrecken,
angebracht. Die Kugeldrähte 334 dienen
dazu, den Schirm 302 mit den Verbindern 332 zu
koppeln und den Schirm 302 an dem Abstützelement 308 zu befestigen.
Selbstverständlich
kann eine Vielzahl von anderen Verfahren verwendet werden, um diese
Funktionen durchzuführen,
wie Nagelkopfdrähte,
Klebe- und Standarddrähte,
ein Kanal in dem Abstützelement
usw..
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Die
Schirmelektrode 302 umfasst ein leitfähiges Material wie Wolfram,
Titan, Molybdän,
rostfreien Stahl, Aluminium, Gold, Kupfer oder dergleichen. Bei einigen
Ausführungsformen
kann es vorteilhaft sein, die aktiven und die Gegenelektroden aus
dem gleichen Material herzustellen, um die Möglichkeit zu eliminieren, dass
Gleichströme
durch ungleiche Metallelektroden erzeugt werden. Die Schirmelelektrode 302 weist üblicherweise
einen Durchmesser im Bereich von etwa 0,5 bis 8 mm, vorzugsweise
etwa 1 bis 4 mm, und eine Dicke von etwa 0,05 bis etwa 2,5 mm, vorzugsweise
etwa 0,1 bis 1 mm, auf. Die Elektrode 302 umfasst eine
Vielzahl von Löchern 324 mit
einer Größe, die
in Abhängigkeit
von der bestimmten Anwendung und der Anzahl der Löcher (üblicherweise einem
bis 50 Löchern
und vorzugsweise etwa 3 bis 20 Löchern)
variieren kann. Die Löcher 324 sind
typischerweise groß genug,
dass abgetragene Gewebefragmente sich dort hindurch in das Sauglumen 312 bewegen
können
und weisen typischerweise einen Durchmesser von etwa 2 bis 30 ml,
vorzugsweise einen Durchmesser von etwa 5 bis 30 ml, auf. Bei einigen
Anwendungen kann es wünschenswert
sein, nur Fluid und die gasförmigen
Abtragungsprodukte (z.B. Blasen) anzusaugen, so dass die Löcher viel
kleiner sein können,
beispielsweise in der Größenordnung von
weniger als 10 ml, oft weniger als 5 ml.
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Bei
der repräsentativen
Ausführungsform wird
die Sonde 300 wie folgt hergestellt: die Schirmelektrode 302 wird
derart auf dem Abstützelement 308 angeordnet,
dass die Löcher 324 mit
den Löchern 330 fluchten.
Ein Kugeldraht oder mehrere Kugeldrähte 334 wird bzw.
werden in diese Löcher
eingesetzt und eine geringe Menge Klebstoff (z.B. Epotek) wird um
die äußere Fläche des
Abstützelements 308 herum
angeordnet. Die Kugeldrähte 334 werden dann
gezogen, bis der Schirm 302 mit dem Abstützelement 308 bündig ist
und die gesamte Unterbaugruppe wird in einem Ofen oder einem anderen
geeigneten Heizmechanismus gehärtet.
Die Unterbaugruppe aus Elektrode und Abstützelement wird dann durch die
seitliche Öffnung
in der Kappe 320 eingesetzt und Klebemittel wird auf das
PEEK-Rohransauglumen 312 aufgebracht. Das Sauglumen 312 wird
dann durch das axiale Loch 316 in dem Abstützelement 308 angeordnet,
und diese Unterbaugruppe wird gehärtet. Die Gegenelektrode 310 (die
typischerweise der freigelegte Bereich des Schafts 304 ist)
wird dann an der Kappe 320 zum Anhaften gebracht.
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18 und 19 zeigen
die Verwendung von beispielhaften Sonden 350 zum Abtragen
von Gewebe. Wie gezeigt, wird der distale Bereich der Sonde 350 an
der Zielstelle (entweder endoskopisch, mittels eines offenen Verfahrens
oder direkt auf der Haut des Patienten) eingeführt und der Elektrodenanschluss
bzw. die Elektrodenanschlüsse 352 werden
benachbart zum Gewebe angeordnet (19 zeigt
eine Sonde mit einer einzigen aktiven Elektrode 352, während 18 mehrere
aktive Elektroden 352 zeigt). Bei der Ausführungsform
ist die Zielstelle derart in elektrisch leitfähiges Fluid eingetaucht, dass das
leitfähige
Fluid eine Stromflussbahn (siehe Stromflusslinien 358)
zwischen der Gegenelektrode 356 und der bzw. den aktiven
Elektrode(n) 352 erzeugt und die Zone zwischen dem Gewebe 354 und der
Elektrodenabstützung 380 ständig in
dem Fluid eingetaucht ist. Die Energieversorgung (nicht gezeigt)
wird dann eingeschaltet und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz
zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 und
der Gegenelektrode 356 angelegt wird.
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Bei
dem Beispiel ist die Hochfrequenzspannung ausreichend, um das elektrisch
leitfähige
Fluid zwischen dem Zielgewebe 354 und dem Elektrodenanschluss
bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 in eine
ionisierte Dampfschicht oder Plasma 360 zu verwandeln.
Als Folge der angelegten Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss
bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 und
dem Zielgewebe 354 (d.h. des Spannungsgradienten über der
Plasmaschicht 360) werden geladene Teilchen im Plasma (nämlich Elektronen)
in Richtung auf das Gewebe beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen
gewinnen diese geladenen Teilchen eine ausreichende Energie, um
die Dissoziation der molekularen Bindungen innerhalb der Gewebestrukturen
zu verursachen. Diese molekulare Dissoziation wird vom volumetrischen
Entfernen (d.h. abtragender Sublimierung) des Gewebes und der Erzeugung
von Gasen 366 mit niedrigem Molekulargewicht wie Sauerstoff,
Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan begleitet. Die
kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb
des Gewebes begrenzt den Prozess der molekularen Dissoziation auf die
Oberflächenschicht 364,
um eine Beschädigung und
Nekrose des darunter liegenden Gewebes 368 auf ein Minimum
herabzusetzen.
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Unter
Bezugnahme auf 20 wird nun ein beispielhaftes
elektrochirurgisches System 411 für die Behandlung von Gewebe
in 'trockenen Feldern' detailliert beschrieben.
Selbstverständlich
kann das System 411 auch in einem 'nassen Feld' verwendet werden, d.h. die Zielstelle
ist in elektrisch leitfähiges Fluid
eingetaucht. Dieses System ist jedoch besonders in 'trockenen Feldern' brauchbar, wo das
Fluid vorzugsweise der Zielstelle durch die elektrochirurgische
Sonde zugeführt
wird. Wie gezeigt, umfasst das elektrochirurgische System 411 im
Allgemeinen ein elektrochirurgisches Handstück oder eine elektrochirurgische
Sonde 410, die mit einer Energieversorgung 428 verbunden
ist, um der Zielstelle Hochfrequenzspannung zuzuführen, und
eine Fluidquelle 421, um der Sonde 410 elektrisch
leitendes Fluid 450 zuzuführen. Des weiteren kann das
elektrochirurgische System 411 ein Endoskop (nicht gezeigt)
mit einer faseroptischen Stirnlampe zum Betrachten der Operationsstelle,
insbesondere bei Nebenhöhlenverfahren
oder Verfahren im Ohr oder der hinteren Seite des Munds, umfassen.
Das Endoskop kann mit der Sonde 410 einstückig sein
oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Das System 411 kann
auch eine Vakuumquelle (nicht gezeigt) zum Koppeln an ein Sauglumen
oder -rohr 460 (siehe 21) in
der Sonde 410 zum Ansaugen der Zielstelle umfassen.
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Wie
gezeigt, umfasst die Sonde 410 im Allgemeinen einen proximalen
Griff 419 und einen länglichen
Schaft 418 mit einer Anordnung 412 von Elektrodenanschlüssen 458 am
distalen Ende. Ein Verbindungskabel 434 weist einen Verbinder 426 zum elektrischen
Koppeln der Elektrodenanschlüsse 458 an
der Energieversorgung 428 auf. Die Elektrodenanschlüsse 458 sind
voneinander elektrisch isoliert und jeder der Anschlüsse 458 ist
mit einem aktiven oder passiven Steuernetzwerk innerhalb der Energieversorgung 428 mittels
einer Vielzahl von einzeln isolierten Leitern (nicht gezeigt) verbunden.
Ein Fluidzuführungsrohr 415 ist
mit einem Fluidrohr 414 der Sonde 410 zum Zuführen von
elektrisch leitendem Fluid 450 zu der Zielstelle verbunden.
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21 und 22 zeigen
ein Beispiel einer elektrochirurgischen Sonde 410 zur Verwendung
bei dem System 411 von 20. Wie
gezeigt, umfasst die Sonde 410 einen Schaft 100,
einen proximalen Griff 404, ein distales Abstützelement 468 und
eine Elektrodenanordnung, die eine Gegenelektrode 462 aufweist,
die von einem Elektrodenanschluss bzw. mehreren Elektrodenanschlüssen 464 proximal
beabstandet ist. Ähnlich
wie bei vorhergehenden Ausführungsformen
ist die Gegenelektrode 462 nicht direkt mit dem Elektrodenanschluss 464 verbunden. Um
diese Strombahn zu vervollständigen,
so dass die Elektrodenanschlüsse 464 elektrisch
mit der Gegenelektrode 462 verbunden sind, wird elektrisch
leitendes Fluid (z.B. isotonische Kochsalzlösung) veranlasst, dazwischen
zu fließen.
Bei dem Beispiel umfasst die Sonde 410 einen Fluidverbinder 435 zum Koppeln
eines Fluidrohrs 433 an eine Quelle des elektrisch leitfähigen Fluids
wie eine Pumpe oder eine durch Schwerkraft angetriebene Fluidquelle. Das
elektrisch leitende Fluid wird wie vorstehend beschrieben durch
das Fluidrohr 433 einer Öffnung 437 zugeführt. Das
elektrisch leitende Fluid wird kontinuierlich erneut zugeführt, um
die leitende Bahn zwischen der Gegenelektrode 462 und den
Elektrodenanschlüssen 464 aufrechtzuerhalten.
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Bei
dem Beispiel umfasst das Fluidrohr 433 ein PEEK-Rohr oder
einen ähnlichen
Typ eines Rohrmaterial. Bei alternativen Ausführungsformen kann die Fluidbahn
in der Sonde 410 durch beispielsweise ein inneres Lumen
oder einen ringförmigen
Spalt zwischen der Gegenelektrode 462 und einem rohrförmigen Abstützelements
innerhalb des Schafts 100 (siehe 22) gebildet
sein. Dieser ringförmige
Spalt kann in der Nähe
des Umfangs des Schafts 100 derart ausgebildet sein, dass
das elektrisch leitende Fluid dazu neigt, radial nach innen in Richtung
auf die Zielstelle zu strömen
oder er kann in Richtung auf das Zentrum des Schafts ausgebildet
sein, so dass das Fluid radial nach außen strömt. In diesen beiden Beispielen
ist eine Fluidquelle (z.B. ein Beutel des Fluids, der oberhalb der
Operationsstelle erhöht
ist oder eine geeignete Pumpvorrichtung) mittels eines Fluidzuführungsrohrs
(nicht gezeigt), das ein steuerbares Ventil aufweisen kann oder
nicht, an die Sonde 410 gekoppelt.
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Unter
Bezugnahme auf 22 sind die elektrisch isolierten
Elektrodenanschlüsse 464 über der Gewebebehandlungsfläche 470 des
Elektrodenabstützelements 468 beabstandet.
Die Gewebebehandlungsfläche
und die einzelnen Elektrodenanschlüsse 464 haben üblicherweise
Abmessungen innerhalb der vorstehend angegebenen Bereiche. Bei dem
Beispiel besitzt die Gewebebehandlungsfläche 470 eine Gestalt
mit einem kreisförmigen
Querschnitt mit einem Durchmesser im Bereich von etwa 1 bis 20 mm.
Die einzelnen Elektrodenanschlüsse 464 erstrecken
sich vorzugsweise von der Gewebebehandlungsfläche 474 um einen Abstand
von etwa 0,0 bis 4 nun, üblicherweise
etwa 0,2 bis 2 mm, nach außen. Die
Anmelderin hat gefunden, dass diese Konfiguration die hohen elektrischen
Feldstärken
und damit verbundenen Stromdichten um die Elektrodenanschlüsse 464 herum
erhöht,
um das Abtragen von Gewebe, wie vorstehend detailliert beschrieben,
zu erleichtern. Selbstverständlich
können
bei anderen Beispielen die Elektrodenanschlüsse 464 mit der Gewebebehandlungsfläche 474 bündig sein,
von der Gewebebehandlungsfläche 474 gemäß Ausführungsformen
der Erfindung ausgespart sein oder sich weiter nach außen als
2 mm in Abhängigkeit
von dem gewünschten
Behandlungsergebnis erstrecken.
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Bei
dem Beispiel von 22 umfasst die Sonde eine einzige
größere Öffnung 409 im
Zentrum der Gewebebehandlungsfläche 470 und
eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen (z.B. etwa 3 bis 15 Elektrodenanschlüsse) um
den Umfang der Fläche 470 herum.
Alternativ kann die Sonde einen einzigen, ringförmigen oder teilweise ringförmigen Elektrodenanschluss
an dem Umfang der Gewebebehandlungsfläche aufweisen. Die zentrale Öffnung 409 ist mit
einem Sauglumen 425 innerhalb des Schafts 100 und
einem Saugrohr 461 (21) zum
Ansaugen von Gewebe, Fluida und/oder Gasen von der Zielstelle gekoppelt.
Bei diesem Beispiel strömt
das elektrisch leitfähige
Fluid im Allgemeinen radial nach innen an den Elektrodenanschlüssen 464 vorbei
und dann zurück
durch die Öffnung 209.
Das An saugen des elektrisch leitfähigen Fluids während der
Operation gestattet es dem Chirurgen, die Zielstelle zu sehen, und
es verhindert das Führen
von Gasen, Knochen, Gewebefragmenten und/oder kalzifizierten Ablagerungen
in den Körper
des Patienten.
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Bei
einigen Beispielen umfasst die Sonde 410 auch eine oder
mehrere Ansaugelektrode(n) (nicht gezeigt), die mit dem Ansauglumen 425 gekoppelt
ist bzw. sind, um das Verstopfen während des Ansaugens von Gewebefragmenten
aus der Operationsstelle zu hemmen.
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23 bis 25 zeigen
andere Beispiele der Sonde 410, wobei jede eine oder mehrere
Ansaugelektrode(n) enthält,
die vor der Öffnung 409 des Ansauglumens 425 angeordnet
ist bzw. sind. Wie in 23 gezeigt, umfassen zwei der
Elektrodenanschlüsse 464 eine
Schleifenelektrode 480, die kreuzförmig über der distalen Öffnung 409 angeordnet
ist. Es liegt selbstverständlich
auf der Hand, dass eine Vielzahl von unterschiedlichen Konfigurationen
möglich
ist, wie z.B. eine einzige Schleifenelektrode oder mehrere Schleifenelektroden
mit anderen Konfigurationen als den gezeigten. Des weiteren können die Elektroden
andere Formen als Schleifen besitzen wie die in 24 bis 25 gezeigten,
gewickelten Konfigurationen.
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Alternativ
zeigt 26 eine Ausführungsform der Erfindung, bei
der die Elektroden innerhalb des Sauglumens proximal der distalen Öffnung 409 gebildet
sind. Die Hauptfunktion der Schleifenelektroden 480 ist
es, Bereiche des Gewebes abzutragen, die in das Sauglumen gezogen
werden, um ein Verstopfen des Lumens zu verhindern.
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Die
Schleifenelektroden 480 sind gegenüber den anderen Elektrodenanschlüssen 464 elektrisch isoliert,
die nachstehend als Abtragungselektroden 464 bezeichnet
werden können.
Die Schleifenelektroden 480 können gegenseitig elektrisch
isoliert sein oder nicht. Die Schleifenelektroden 480 erstrecken sich üblicherweise
nur etwa 0,05 bis 4 mm, vorzugsweise etwa 0,1 bis 1 mm, von der
Gewebebehandlungsfläche
des Elektrodenabstützelements 464.
Bei einem Beispiel sind die Schleifenelektroden 480 elektrisch
gegenüber
den anderen Elektrodenanschlüssen 464 isoliert,
und sie müssen
an der Energieversorgung 28 getrennt aktiviert werden.
Bei anderen Beispielen werden die Schleifenelektroden 480 gleichzeitig
zu dem Zeitpunkt aktiviert, zu dem die Elektrodenanschlüsse 464 aktiviert
werden. Die Anmelderin hat in diesem Fall gefunden, dass sich die
Plasmaschicht typischerweise bildet, wenn Gewebe benachbart den
Schleifenelektroden 480 gesaugt wird.
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Unter
Bezugnahme auf 24 und 25 werden
nun alternative Beispiele für
Ansaugelektroden beschrieben. Wie in 24 gezeigt,
können
die Ansaugelektroden ein Paar von gewickelten Elektroden 482,
die sich über
die distale Öffnung 409 des Sauglumens
erstre cken, umfassen. Der größere Oberflächenbereich
der gewickelten Elektroden 482 erhöht üblicherweise die Wirksamkeit
der Elektroden 482 auf Gewebefragmente, die sich durch
die Öffnung 409 hindurch
bewegen. In 25 umfasst die Ansaugelektrode
eine einzige gewickelte Elektrode 484, die durch die distale Öffnung 409 des
Sauglumens hindurchtritt. Diese einzige Elektrode 484 kann ausreichend
sein, um das Verstopfen des Sauglumens zu hemmen. Alternativ können erfindungsgemäß die Ansaugelektroden
innerhalb des Sauglumens proximal zu der distalen Öffnung 609 angeordnet
sein. Vorzugsweise befinden sich diese Elektroden nahe der Öffnung 409,
so dass das Gewebe die Öffnung 609 nicht
verstopft, bevor es die Elektroden 484 erreicht. Bei dieser
Ausführungsform
kann eine separate Gegenelektrode (nicht gezeigt) innerhalb des
Sauglumens vorgesehen werden, um die elektrischen Ströme darin
zu begrenzen.
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Unter
Bezugnahme auf 26 enthält eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung eine Ansaugelektrode 490 innerhalb
des Ansauglumens 492 der Sonde. Wie gezeigt, ist die Elektrode 490 genau
proximal der distalen Öffnung 409 angeordnet, so
dass die Gewebefragmente abgetragen werden, wenn sie in das Lumen 492 eintreten.
Bei der repräsentativen
Ausführungsform
umfasst die Ansaugelektrode 490 eine Schleifenelektrode,
die sich über das
Ansauglumen 492 erstreckt. Jedoch ist ersichtlich, dass
viele andere Konfigurationen möglich
sind. Bei dieser Ausführungsform
befindet sich die Gegenelektrode 494 außerhalb der Sonde wie bei den
vorhergehenden Ausführungsformen.
Alternativ kann bzw. können
sich die Gegenelektrode(n) innerhalb des Ansauglumens 492 mit
der Ansaugelektrode 490 befinden. Beispielsweise kann die
innere isolierende Beschichtung 493 an Bereichen innerhalb
des Lumens 492 freigelegt sein, um für eine leitfähige Bahn zwischen
diesem freigelegten Bereich der Gegenelektrode 494 und
der Ansaugelektrode 490 zu sorgen. Die letztere Ausführungsform
hat den Vorteil, dass die elektrischen Ströme auf das Innere des Ansauglumens
begrenzt werden. Des weiteren ist es üblicherweise in trockenen Feldern,
bei denen das leitfähige
Fluid der Zielstelle zugeführt
wird, leichter, eine leitfähige
Fluidbahn zwischen den aktiven und den Gegenelektroden bei der letzteren
Ausführungsform
aufrechtzuerhalten, da das leitfähige
Fluid durch das Ansauglumen 492 zusammen mit den Gewebefragmenten
angesaugt wird.
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Bei
der Benutzung werden Gase durch die Öffnung 409 und das
Saugrohr 460 (21) zu einer Vakuumquelle angesaugt.
Des weiteren werden überschüssiges,
elektrisch leitfähiges
Fluid und andere Fluida (z.B. Blut) von der Zielstelle angesaugt, um
die Sicht des Chirurgen zu erleichtern. Die Anmelderin hat auch
festgestellt, dass während
des Verfahrens Gewebefragmente auch durch die Öffnung 409 in das
Sauglumen und -rohr 460 angesaugt werden. Diese Gewebefragmente
werden mit Schleifenelektroden 480 (23) mit
dem gleichen vorstehend beschriebenen Mechanismus abgetragen oder dissoziiert.
Wenn elekt risch leitfähiges
Fluid und Gewebefragmente in die Schleifenelektroden 480 angesaugt
werden, werden diese Elektroden nämlich derart aktiviert, dass
eine Hochfrequenzspannung an den Schleifenelektroden 480 und
der Gegenelektrode 462 angelegt wird (die Sonde kann selbstverständlich eine
unterschiedliche, separate Gegenelektrode für diesen Zweck umfassen). Die
Spannung reicht aus, um das Fluid zu verdampfen und eine Plasmaschicht
zwischen den Schleifenelektroden 480 und den Gewebefragmenten
derart zu erzeugen, dass Bereiche der Gewebefragmente abgetragen oder
entfernt werden. Dies verringert das Volumen der Gewebefragmente,
wenn sie durch das Sauglumen hindurchtreten, um das Verstopfen des
Lumens auf ein Minimum herabzusetzen.
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Des
weiteren ist die vorliegende Erfindung besonders brauchbar zum Entfernen
von elastischem Gewebe wie dem in Gelenken vorhandenen Synovialgewebe.
Bei arthroskopischen Verfahren neigt dieses elastische Synovialgewebe
dazu, sich innerhalb des leitfähigen
Fluids von den Instrumenten wegzubewegen, was es schwierig macht,
dieses Gewebe mit herkömmlichen
Instrumenten zu entfernen. Bei der vorliegenden Erfindung wird die
Sonde benachbart dem Zielsynovialgewebe bewegt, und die Vakuumquelle
wird aktiviert, um das Synovialgewebe in Richtung auf das distale
Ende der Sonde zu ziehen. Die Ansaugung und/oder die aktiven Elektrodenanschlüsse werden
dann erregt, um dieses Gewebe abzutragen. Dies gestattet es dem
Chirurgen, elastisches Gewebe mit einer minimalen Wärmeschädigung der
Behandlungsstelle schnell und genau abzutragen.
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27A bis 27C zeigen
schematisch den distalen Bereich von drei unterschiedlichen Ausführungsformen
der Sonde 490 gemäß der vorliegenden Erfindung.
Wie in 27A gezeigt, sind die Elektrodenanschlüsse 504 in
einer Abstützmatrix 502 aus
einem geeigneten isolierenden Material (z.B. Keramik- oder Glasmaterial
wie Aluminiumoxid, Siliciumnitrid, Zirconiumoxid und dergleichen)
verankert, das zum Zeitpunkt der Herstellung zu einer flachen, halbkugelförmigen oder
anderen Gestalt gemäß den Erfordernissen
eines bestimmten Verfahrens geformt werden könnte. Das bevorzugte Abstützmatrixmaterial ist
Aluminiumoxid, erhältlich
von der Kyocera Industrial Ceramics Corporation, Elkgrove, Illinois,
wegen seiner hohen Wärmeleitfähigkeit,
seiner guten Thermoschockbeständigkeit,
guten elektrischen Isolierungseigenschaften, seinem hohen Biegemodul,
seiner Beständigkeit
gegenüber
Kohlenstoffkriechwegbildung, seiner Biokompatibilität und seines
hohen Schmelzpunkts. Die Abstützmatrix 502 ist
haftend mit einem rohrförmigen
Abstützelement 578 verbunden, das
sich über
den größten Teil
des oder den gesamten Abstand(s) zwischen der Matrix 502 und
dem proximalen Ende der Sonde 490 erstreckt. Das rohrförmige Element 578 umfasst
vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Material wie ein Material
auf der Basis von Epoxy oder Silicon.
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Bei
einer bevorzugten Konstruktionstechnik erstrecken sich die Elektrodenanschlüsse 504 durch vorgeformte Öffnungen
in der Abstützmatrix 502,
so dass sie oberhalb der Gewebebehandlungsfläche 512 um den gewünschten
Abstand vorstehen. Die Elektroden werden dann mit der Gewebebehandlungsfläche 512 der
Abstützmatrix 502 typischerweise
mittels eines anorganischen Dichtungsmaterials 580 verbunden.
Das Dichtungsmaterial 580 ist so gewählt, das es für eine wirksame
elektrische Isolierung und eine gute Haftung sowohl an der Aluminiumoxidmatrix 502 als
auch den Elektrodenanschlüssen
(z.B. Titan, Wolfram, Molybdän,
Platin usw.) sorgt. Das Dichtungsmaterial 580 sollte zusätzlich einen
kompatiblen Wärmeausdehnungskoeffizienten
und einen Schmelzpunkt weit unterhalb desjenigen der Metallelektrodenanschlüsse und
der Keramikabstützmatrix haben,
wobei es typischerweise Glas oder Glaskeramik ist.
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Bei
der in 27A gezeigten Ausführungsform
umfasst die Gegenelektrode 512 ein ringförmiges Element,
das um das Äußere des
Schafts 100 der Sonde 490 herum angeordnet ist.
Die Gegenelektrode 512 kann das rohrförmige Abstützelement 578 vollständig oder
teilweise umgeben, um einen ringförmigen Spalt 554 dazwischen
zum Strömen des
elektrisch leitenden Fluids 550 dort hindurch auszubilden,
wie nachstehend erörtert.
Der Spalt 554 weist vorzugsweise eine Breite im Bereich
von 0,1 mm bis 4 mm auf. Alternativ kann die Sonde eine Vielzahl
von länglichen
Rippen zwischen dem Abstützelement 578 und
der Gegenelektrode 512 zur Bildung einer Vielzahl von Fluidlumina
aufweisen, die sich entlang des Umfangs des Schafts 100 erstrecken.
Bei dieser Ausführungsform
erstreckt sich die Vielzahl von Lumina zu einer Vielzahl von Öffnungen hin.
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Die
Gegenelektrode 512 ist innerhalb eines elektrisch isolierenden
Mantels 518 angeordnet, der typischerweise als eine oder
mehrere elektrisch isolierende Hülle(n)
oder Beschichtung(en) gebildet ist, wie Polytetrafluorethylen, Polyamid
und dergleichen. Das Vorsehen eines elektrisch leitfähigen Mantels 518 über der
Gegenelektrode 512 verhindert den direkten elektrischen
Kontakt zwischen der Gegenelektrode 512 und jeder benachbarten
Körperstruktur. Ein
solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur
(z.B. Sehne) und einem freigelegten Elektrodenelement 512 könnte zu
einem unerwünschten
Erwärmen
und einer Nekrose der Struktur an dem Kontaktpunkt führen, was
eine Nekrose verursacht.
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Wie
in 27A gezeigt, ist die Gegenelektrode 512 nicht
direkt mit den Elektrodenanschlüssen 504 verbunden.
Um diese Strombahn zu vervollständigen,
so dass die Anschlüsse 504 mit
der Gegenelektrode 512 elektrisch verbunden sind, wird
elektrisch leitendes Fluid 550 (z.B. isotonische Kochsalzlösung) dazu
veranlasst, entlang der Fluidbahn(en) 583 zu strömen. Die
Fluidbahn 583 ist durch den ringförmigen Spalt 554 zwischen
der äußeren Gegenelektrode 512 und
dem rohrförmigen
Abstützelement 578 gebildet.
Das elektrisch leitenden Fluid 550, das durch die Fluidbahn 583 strömt, stellt
eine Bahn für den
elektrischen Stromfluss zwischen Elektrodenanschlüssen 504 und
der Gegenelektrode 512 zur Verfügung, wie durch die Stromflusslinien 560 in 6A gezeigt. Wenn eine Spannungsdifferenz
zwischen den Elektrodenanschlüssen 504 und
der Gegenelektrode 512 angelegt wird, werden hohe elektrische Feldstärken an
den distalen Spitzen der Anschlüsse 504 mit
einem Stromfluss von den Anschlüssen 504 durch
das Zielgewebe hindurch zur Gegenelektrode erzeugt, wobei die hohen
elektrischen Feldstärken das
Abtragen von Gewebe 52 in der Zone 588 bewirken.
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27B zeigt eine weitere alternative Ausführungsform
der elektrochirurgischen Sonde 490, bei der eine Gegenelektrode 512 innerhalb
des rohrförmigen
Elements 578 angeordnet ist. Die Gegenelektrode 512 ist
vorzugsweise ein rohrförmiges
Element, das ein Innenlumen 557 begrenzt, damit elektrisch
leitendes Fluid 550 (z.B. eine isotonische Kochsalzlösung) dort
hindurch in elektrischem Kontakt mit der Gegenelektrode 512 strömen kann.
Bei dieser Ausführungsform
wird eine Spannungsdifferenz zwischen Elektrodenanschlüssen 504 und
der Gegenelektrode 512 angelegt, was dazu führt, dass
elektrischer Strom durch das elektrisch leitende Fluid 550 strömt, wie
durch die Stromflusslinien 560 gezeigt ist. Als Folge der
angelegten Spannungsdifferenz und der gleichzeitigen hohen elektrischen
Feldintensitäten
an den Spitzen der Elektrodenanschlüsse 504 wird das Gewebe 552 in
der Zone 588 abgetragen oder quer durchgeschnitten.
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27C zeigt eine weitere Ausführungsform der
Sonde 490, die eine Kombination der Ausführungsformen
in 27A und 27B ist.
Wie gezeigt, umfasst diese Sonde sowohl ein Innenlumen 557 als auch
einen äußeren Spalt
oder eine Vielzahl von Außenlumina 554 für den Strom
des elektrisch leitfähigen
Fluids. Bei dieser Ausführungsform
kann die Gegenelektrode 512 innerhalb des rohrförmigen Elements 578,
wie in 27B, außerhalb des rohrförmigen Elements 578,
wie in 27A, oder an beiden Stellen
angeordnet sein.
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28 zeigt
die Stromflusslinien, die einem elektrischen Feld 520 zugeordnet
sind, das zwischen den aktiven und den Gegenelektroden 504, 512 angelegt
wird, wenn eine Spannung dazwischen angelegt wird. Wie gezeigt,
ist die elektrische Feldstärke wesentlich
höher als
in dem Bereich 588 an der Spitze der Elektrode 504,
da sich die Stromflusslinien auf diese Bereiche konzentrieren. Diese
hohe elektrische Feldstärke
führt zu
dem induzierten molekularen Zerfall des Zielgewebes durch eine molekulare Dissoziation.
Als Ergebnis der angelegten Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss bzw.
den Elektrodenanschlüssen 504 und
dem Zielgewebe 552 (d.h. des Spannungsgradienten über der
Plasmaschicht 524), werden geladene Teilchen (nicht gezeigt)
in dem Plasma (nämlich Elektronen)
in Richtung auf das Gewebe beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen
erwerben diese geladenen Teilchen ausreichend Energie, um die Dissoziation
der molekularen Bindungen innerhalb der Gewebestrukturen zu verursachen.
Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen
(d.h. abtragende Sublimation) von Gewebe und der Erzeugung von Gasen 526 mit
niedrigem Molekulargewicht wie Sauerstoff Stickstoff, Kohlendioxid,
Wasserstoff und Methan, begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten,
geladenen Teilchen innerhalb des Gewebe begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess
auf die Oberflächenschicht,
um die Beschädigung
und Nekrose des darunter liegenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen.
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Unter
Bezugnahme auf 29 kann die elektrochirurgische
Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung auch als längliches
Kathetersystem 600 gestaltet sein, das Bereiche mit ausreichender Flexibilität umfasst,
um die Einführung
in den Körper und
zur Zielstelle durch ein Gefäßlumen oder
mehrere Gefäßlumina
hindurch zu gestatten. Wie gezeigt, umfasst das Kathetersystem 600 im
Allgemeinen einen elektrochirurgischen Katheter 660, der
mit einer Energieversorgung 628 durch ein Verbindungskabel 686 verbunden
ist, um eine Hochfrequenzspannung zum Zielgewebe zu liefern, und
einen Spülmittelspeicher
oder eine Spülmittelquelle 600 zum
Liefern von elektrisch leitendem Fluid zur Zielstelle. Der Katheter 660 umfasst
im Allgemeinen einen länglichen,
flexiblen Schaftkörper 662,
der einen Gewebeentfernungs- oder -abtragungsbereich 664 am
distalen Ende des Körpers 662 aufweist.
Der proximale Bereich des Katheters 660 umfasst einen Mehrlumenanschluss 614, der
für Verbindungen
zwischen Lumina und elektrischen Leitungen innerhalb des Katheters 660 und Leitungen
und Kabeln proximal des Anschlusses 614 sorgt. Als Beispiel
ist ein elektrischer Katheterverbinder 696 mit einem distalen
Kabelverbinder 694 entfernbar verbunden, der wiederum entfernbar
mit einem Generator 628 durch den Verbinder 692 verbindbar
ist. Eine oder mehrere elektrisch leitende Leitungsdrähte (nicht
gezeigt) innerhalb des Katheters 660 erstrecken sich zwischen
einer oder mehreren aktiven Elektroden 663 an dem Gewebeabtragungsbereich 664 und
einem entsprechenden elektrischen Anschluss oder mehreren entsprechenden
elektrischen Anschlüssen
(auch nicht gezeigt) in dem Katheterverbinder 696 über einen
Kabelzweig 687 der aktiven Elektrode. In ähnlicher
Weise ist bzw. sind eine oder mehrere Gegenelektrode(n) 666 am
Gewebeabtragungsbereich 664 mit einem Kabelzweig 689 der
Gegenelektrode des Katheterverbinders 696 mittels Leitungsdrähten (nicht
gezeigt) gekoppelt. Selbstverständlich
kann ein einziger Kabelzweig (nicht gezeigt) für sowohl die aktiven als auch
die Gegenelektroden verwendet werden.
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Der
Katheterkörper 662 kann
Verstärkungsfasern
oder -litzen (nicht gezeigt) in den Wänden von mindestens dem distalen
Abtragungsbereich 664 des Körpers 662 umfassen,
um für
eine ansprechende Momentensteuerung für die Drehung der Elektrodenanschlüsse während des
Ergreifens des Gewebes zu sorgen. Dieser starre Bereich des Katheterkörpers 662 erstreckt
sich vorzugsweise nur etwa 7 bis 10 mm, während der restliche Teil des
Katheterkörpers 662 flexibel
ist, um für
eine gute Verfolgbarkeit während
des Vorschiebens und Positionierens der Elektroden benachbart des
Zielgewebes zu sorgen.
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Das
leitfähige
Fluid 630 wird dem Gewebeabtragungsbereich 664 des
Katheters 660 über
ein Lumen (in 29 nicht gezeigt) innerhalb
des Katheters 660 zur Verfügung gestellt. Das Fluid wird
dem Lumen von der Quelle entlang einer Zuführungsleitung 602 für leitfähiges Fluid
und eine Leitung 603 zugeführt, die mit dem inneren Katheterlumen
an dem Mehrlumenanschluss 614 gekoppelt ist. Die Quelle des
leitfähigen
Fluids (z.B. isotonische Kochsalzlösung) kann ein Spülmittelpumpensystem
(nicht gezeigt) oder eine mit Schwerkraft angetriebene Versorgung,
wie ein Spülmittelspeicher 600 sein,
der mehrere Fuß oberhalb
des Niveaus des Patienten angeordnet ist. Ein Steuerventil 604 kann
an der Schnittstelle der Fluidzuführungsleitung 602 und
der Leitung 603 angeordnet sein, um die manuelle Steuerung
der Strömungsrate
des elektrisch leitfähigen Fluids 630 zu
gestatten. Alternativ kann eine Dosierpumpe oder ein Strömungsregler
verwendet werden, um die Strömungsrate
des leitfähigen
Fluids genau zu steuern.
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Das
System 600 kann des weiteren ein Ansaug- oder Vakuumsystem
(nicht gezeigt) umfassen, um Flüssigkeiten
und Gase von der Zielstelle anzusaugen. Das Ansaugsystem umfasst üblicherweise eine
Vakuumquelle, die mit einem Anschluss 614 über einen
Ansaugverbinder 605 verbunden ist.
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Für besondere
Anwendungen wie für
die kosmetische Chirurgie an der Haut des Patienten kann es erwünscht sein,
ein volumetrisches Gewebeentfernen zu erzielen, während relativ
niedrige Plasmatemperaturen, z.B. unter 100°C, unter 80°C oder sogar unter 50°C, aufrechterhalten
werden. Dieses Gewebeentfernen bei einer niedrigen Temperatur verringert
die Wahrscheinlichkeit einer gleichzeitig auftretenden Wärmeschädigung derjenigen
Zellen oder desjenigen Gewebes, die bzw. das das Zielgewebe umgeben
bzw. umgibt.
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Bei
einer abgesenkten Verdampfungstemperatur kann das Energieniveau
erzielt werden, während
die auf das Gewebe gerichtete Wärmeenergie verringert
wird. Eine Technik zum Erzielen der gewünschten Verringerung der Temperatur
des volumetrischen Gewebeentfernens ist die Verwendung einer elektrisch
leitfähigen
Flüssigkeit
mit einer Verdamp fungstemperatur von weniger als 100°C oder weniger als
80°C. Die
Anmelderin nimmt an, dass die Temperatur der Verdampfung zu einem
ionisierten Plasma gemäß den erfindungsgemäßen Verfahren
mit der Siedetemperatur der Flüssigkeit
zusammenhängt. Die
Siedetemperatur einer Flüssigkeit
ist als die Temperatur einer Flüssigkeit
definiert, bei der ihr Dampfdruck gleich oder geringfügig höher als
der Atmosphären-
oder äußere Druck
der Umgebung ist. Wie bekannt ist, beträgt die Siedetemperatur von
Wasser bei Meereshöhe
(1 atm.) 100°C.
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Eine
Vielzahl von Fluida und/oder Lösungen haben
Siedetemperaturen von weniger als 100°C. Methanol hat beispielsweise
eine Siedetemperatur von 64,7°C.
Vorzugsweise umfasst das Fluid oder die Lösung ein elektrisch leitfähiges, biokompatibles
Material, das für
den Patienten nicht giftig oder schädlich ist. Des weiteren ist
es bei einigen Anwendungen wie der Arthroskopie wünschenswert,
die Absorption der leitfähigen
Lösung
in die umgebenden Gewebezellen auf ein Minimum herabzusetzen. Es
kann des weiteren wünschenswert
sein, dass die flüssige
Lösung ein
Azeotrop ist. Azeotrope Mischungen von zwei oder mehr Substanzen
verhalten sich wie eine einzige Substanz, da der durch die teilweise
Verdampfung der Flüssigkeit
erzeugte Dampf die gleiche Zusammensetzung wie die Flüssigkeit
hat. Dies sollte eine ungleichmäßige Erschöpfung einer
Lösungskomponente,
die schneller als diejenige der anderen ist, verhindern, die im
Verlauf der Behandlung auftreten kann und die Siedetemperatur unerwünscht ändern kann.
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Eine
weitere Technik zum Absenken der Verdampfungstemperatur des elektrisch
leitfähiges
Fluids umfasst das Verringern des äußeren Dampfdrucks der Luft
oder des Gases nahe der Zielstelle. Wie in dem Diagramm von 30 zu
sehen, nimmt die Siedetemperatur von Wasser mit abnehmenden Druck
ab. Daher nimmt durch die Schaffung einer Atmosphärenunterdruckumgebung
in dem elektrisch leitfähigen
Fluid nahe dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen die
für die
Verdampfung des Fluids erforderliche Temperatur ab. Bei einer in 31 gezeigten
Ausführungsform
kann eine kleinere, nachgiebige Kammer oder ein Ballon 720 an
dem zu behandelnden Bereich des Patienten befestigt werden. Die
nachgiebige Kammer 720 besitzt eine ausreichende Schlaffheit,
dass sich die elektrochirurgische Sonde 710 frei um den
abgedeckten Bereich bewegen kann. Ein Klebemittel 722 oder
andere Befestigungseinrichtungen können zum Befestigen der Kammer 720 an
dem Patienten oder der Sonde verwendet werden. Die Kammer kann ein
Material wie Glas oder ein transparentes Polymer umfassen, das eine
klare Sicht auf das Arbeitsende der Sonde 710 gestattet.
Alternativ kann die Kammer 720 einen klaren, gehärteten Bereich 724 umfassen,
der auch dazu dient, die Schlaffheit in der Kammer 720 entfernt
von dem Arbeitsende der Sonde 710 aufrechtzuerhalten. Der
gehärtete
Bereich 724 kann eine Vielzahl von Formen, wie gewölbt, zylindrisch,
kreisförmig
und dergleichen annehmen.
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Wenn
der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse in einer
Kochsalzlösung
gemäß der vorliegenden
Erfindung aktiviert wird bzw. werden, fluoreszieren die Ionen in
dem Plasma typischerweise mit einer gelborangen Farbe. Es wird angenommen,
dass sich die Farbe aus der Erregung der Ionenteilchen ergibt, wenn
sie in Richtung auf das Zielgewebe beschleunigt werden. Die Farbe
der Fluoreszenz hängt
mindestens teilweise von dem in der Lösung enthaltenen Ionenmaterial
ab. Bei einigen Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung wird bevorzugt, dass die Fluoreszenzfarbe
eine blaue, grüne,
purpurne oder andere Farbe umfasst, die im Allgemeinen nicht mit
herkömmlicher
elektrochirurgischer Bogenbildung oder anderen thermischen Prozessen
verbunden ist. Es kann des weiteren erwünscht sein, die Farbe von Exzimerlaserlicht
zu simulieren, damit der Patient und Benutzer wissen, dass das Verfahren
Kaltabtragungsmechanismen umfasst. Entsprechend können diejenigen
Verbindungen mit Kalium, Kupfer und Barium ausgewählt werden.
Die Anmelderin hat insbesondere festgestellt, dass Lösungen von
Kaliumchlorid (im Bereich von etwa 0,5 bis 5 %) für eine purpurblaue
Farbe sorgen, die kühler
zu sein scheint, als die orangegelbe Farbe von Kochsalzlösung, die
oft mit einer herkömmlichen
elektrochirurgischen Bogenbildung verbunden wird.
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Vorzugsweise
besitzt das verwendete Material ionisierende Qualitäten ähnlich denjenigen
des bei Kochsalzlösungen
verwendeten Natriumchlorids. Die Konzentration dieser Materialien
wird in Abhängigkeit
von der Festigkeit des gewünschten,
volumetrisch zu entfernenden Gewebes variiert. Des weiteren ergibt
die spektrophotometrische Analyse des unter Verwendung einer Kochsalzlösungsumkehr
erzeugten Plasmas eine breite Spitze nahe 308 nm (der gleichen Wellenlänge wie
derjenigen des XeCI-Excimerlasers) und eine noch höhere Spitzenintensität bei 588
nm (was zu der gelb/orangen Farbe des Kochsalzlösungsplasmas führt). Bei
dem ordnungsgemäßen Auswählen der
Metallsalze des Ionenmaterials kann ein größerer Teil der Wellenlänge nahe
der 308 Randwellenlänge
des Exzimerlasers konzentriert werden.
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Die
Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den
Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau
in dem ionisierten Plasma führen
kann. Dies gestattet seinerseits, dass das ionisierte Plasma stärkere molekulare
Bindungen brechen kann als diejenigen, die in Knochen- und kalzifierten
Fragmenten vorhanden sind. Da das elektrisch leitfähige Fluid
zwischen der Zielstelle und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen in
eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, kann
die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen das Ziel beschleunigt
werden, auch die Entfernungsrate bestimmen. Des weiteren kann die
Leitfähigkeit
des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben,
das am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische Kochsalzlösung mit
einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde verwendet.
Durch Erhöhen
der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 %, und vorzugsweise
zwischen etwa 3 % und 20 %, sorgt die erhöhte Konzentration für verbesserte Gewebeabtragungsraten.
Dieses Konzept des Verwendens einer hypertonischen Kochsalzlösung mit verbesserter
Leitfähigkeit
und einer erhöhten
Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei Knochenentfernungsprozessen
oder bei anderen Verfahren, die ein aggressives volumetrisches Entfernen
erfordern.
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Die
Anmelderin hat auch gefunden, dass die Plasmaschicht typischerweise
ein höheres
Spannungsniveau zum Initiieren eines Plasmas erfordert, als dasjenige
zur Aufrechterhaltung des Plasmas nach seiner Initiierung. Des weiteren
wurde gefunden, dass einige leitfähige Lösungen die Initirung der Plasmaschicht
eher erleichtern als das Energieniveau des Plasmas, wie vorstehend
erörtert.
Beispielsweise wurde gefunden, dass Kochsalzlösungen mit Konzentrationen
von weniger als der isotonischen Kochsalzlösung (d.h. weniger als 0,9
% Natriumchlorid) die Initiierung der Plasmaschicht erleichtern.
Dies kann bei Anwendungen brauchbar sein, bei denen die Initiierung
der Plasmaschicht schwieriger ist, wie Anwendungen, bei denen ein
Saugdruck nahe des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse zur
Einwirkung gebracht wird.
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Bei
einer weiteren Ausführungsform
sind die aktiven Elektroden von dem Gewebe um einen ausreichenden
Abstand beabstandet, um den Kontakt zwischen dem Gewebe und der
Dampfschicht, die um die aktiven Elektroden herum gebildet wird,
auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden. Bei diesen Ausführungsformen
wird der Kontakt zwischen den erwärmten Elektronen in der Dampfschicht
und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt, wenn sich diese Elektronen
von der Dampfschicht zurück
durch das leitfähige
Fluid zu der Gegenelektrode bewegen. Die Ionen innerhalb des Plasmas
besitzen jedoch unter bestimmten Umständen wie höheren Spannungsniveaus eine
ausreichende Energie, um sich über
die Dampfschicht zu dem Gewebe zu beschleunigen. So werden die Gewebebindungen
wie bei vorstehenden Ausführungsformen
dissoziiert oder gebrochen, während
der Elektronenstrom und somit die thermische Energie in Kontakt
mit dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt werden.
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27 zeigt
das Arbeitsende der elektrochirurgischen Sonde 900, die
eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen 958 besitzt,
die gegenüber
einer distalen Oberfläche 960 eines
isolierenden Abstützelements 948 ausgespart
sind, um den Kontakt zwischen den Elektroden anschlüssen 958 und
dem Gewebe 902 zu verhindern. Vorzugsweise sind die Elektrodenanschlüsse 958 um
einen ausreichenden Abstand beabstandet, um einen direkten Kontakt
zwischen der Dampfschicht 904, die um die Anschlüsse 958 herum
gebildet ist, und dem Gewebe 902 zu verhindern, während gestattet
wird, dass Ionen 906 von der Dampfschicht 904 das
Gewebe 902 für
den vorstehend beschriebenen Abtragungsprozess zu erreichen. Der
Abstand variiert mit der angelegten Spannung, den Elektrodenkonfigurationen,
der Ionenkonzentration des leitfähigen
Fluids und anderen Faktoren. Bei der repräsentativen Ausführungsform
sind die Elektrodenanschlüsse 958 um
einen Abstand von etwa 1,0 mm bis 5,0 mm, vorzugsweise etwa 2,0
mm, von der distalen Fläche 960 beabstandet,
und die angelegte Spannung beträgt
etwa 200 bis 300 Volt rms oder etwa 400 bis 600 Volt Spitze-Spitze (mit einer Rechteckwellenform).
Bei dieser Ausführungsform
ist das leitfähige
Fluid isotonische Kochsalzlösung,
die eine Natriumchloridkonzentration von etwa 0,9 % aufweist. Die
Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Konzentration des Natriumchlorids
oder das Erhöhen
der Spannung, die zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode
angelegt wird, die Verwendung eines höheren Spannungsniveaus gestattet.
Die Anmelderin hat des weiteren gefunden, dass ein höheres Spannungsniveau und
ein stärker
konzentriertes Ionenfluid die Konzentration und das Energieniveau
der Ionen innerhalb des Plasmas erhöht. Durch Vergrößern des
Abstands zwischen den Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe kann eine
höhere
Rate der Abtragung ohne Erhöhen
(und in einigen Fällen
mit dem tatsächlichen
Absenken) der Temperatur an dem Gewebeniveau erzielt werden.
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Wie
in 27 gezeigt, umfasst das Abstützelement 948 eine
ringförmige
Verlängerung 964,
die sich distal von den Elektrodenanschlüssen 958 und dem Innenbereich 912 des
Abstützelements 948 erstreckt.
Die ringförmige
Verlängerung 964 umfasst vorzugsweise
ein elektrisch isolierendes Material wie eine Keramik- oder Glaszusammensetzung
und kann ein transparentes Material umfassen, was es dem Arzt gestattet,
die dort gebildete Plasmakammer 910 zu betrachten. Bei
der repräsentativen
Ausführungsform
erstrecken sich die Elektrodenanschlüsse 958 distal von
dem Innenbereich 912 des Abstützelements 948. Bei
dieser Konfiguration werden die Stromdichten nahe der Ränder der
Elektrodenanschlüsse 948 erhöht, um die
Stärke
des Plasmas 904 und die Abtragungsrate zu erhöhen, während ein Raum
zwischen den Elektrodenanschlüssen 948 und der
distalen Fläche 960 der
ringförmigen
Verlängerung 964 aufrechterhalten
wird. Bei dieser Ausführungsform
ist eine Gegenelektrode 920 proximal zu den Elektrodenanschlüssen 958 und
außerhalb
der Plasmakammer 910 angeordnet. Jedoch kann die Gegenelektrode 920 auch
innerhalb der Plasmakammer 910 angeordnet werden, falls
es gewünscht
ist, den elektrischen Strom auf die Plasmakammer 910 zu
begrenzen. Bei dieser letzteren Konfiguration sind die Gegen- und die aktiven
Elektroden geeignet gestaltet und beabstandet, um ein Stromkurzschließen dazwischen
zu vermeiden.
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Bei
der repräsentativen
Ausführungsformen wird
die Sonde 400 in einem nassen Feld oder einem, das bereits
in das leitfähige
Fluid eingetaucht ist, verwendet. Es ist jedoch offensichtlich,
dass diese Ausführungsform
auch in einem trockenen Feld verwendet werden kann, indem das leitfähige Fluid der
Zielstelle, z.B. über
ein Fluidlumen oder -rohr innerhalb der Sonde zugeführt wird.
Vorzugsweise weist bzw. weisen das bzw. die Fluidrohr(e) eine bzw. distale Öffnung(en)
innerhalb der Plasmakammer 910 auf, um die kontinuierliche
erneute Zuführung von
leitfähigem
Fluid um die Elektrodenanschlüsse 958 herum
sogar dann zu gestatten, wenn der Chirurg die Sonde gegen das Gewebe
drückt,
was eine gleichzeitig auftretende Schädigung des Gewebes verringert.
Bei einer anderen Ausführungsform
(nicht gezeigt) umfasst die Sonde ein Ansauglumen (nicht gezeigt)
mit einer distalen Öffnung
zu der Plasmakammer 910, so dass überschüssiges Fluid innerhalb des
Hohlraums sofort durch das Lumen angesaugt wird. Diese Konfiguration
zusammen mit einer Gegenelektrode, die innerhalb der Plasmakammer 910 angeordnet
ist, gestattet es dem Arzt, einen geschlossenen Fluid- und elektrischen
Kreislauf zu schaffen, der einen Austritt von Fluid oder Strom außerhalb
der Plasmakammer 910 auf ein Minimum herabsetzt.
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Bei
einer weiteren Ausführungsform
verschließt
ein Schirm, der aus einem geeigneten Material hergestellt ist, das
den Hindurchtritt von Dampf oder von der Plasmaschicht gestattet,
während
er im Wesentlichen den Durchtritt von Fluid verhindert, wie ein
synthetisches Materialgitter, die distale Öffnung der Plasmakammer, was
die Menge an Fluid, die aus der Kammer austritt, auf ein Minimum
herabsetzt, ohne das Plasmafeld beträchtlich einzuschränken.
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28 und 29 zeigen
ein Verfahren zum Entfernen von Knochengewebe aus einem Kniegelenk,
um einen Anbringungspunkt für
einen Nahtanker festzulegen. Wie es bei Knieverletzungen üblich ist,
wird ein Band L, wie das Schienbeinseitenband oder das vordere Kreuzband
aufgrund des hohen Drucks oder der Scherbeanspruchung, die während sportlicher
oder anderer physischer Tätigkeiten auftreten,
zerrissen. Die Wiederherstellung dieser Bänder und anderer Verbindungen
im Knie können die
Befestigung von weichem Gewebe an Knochenmaterial erfordern. Eine
Vielzahl von Einrichtungen wie Klammern, Schrauben und andere Verankerungseinrichtungen
sind für
eine solche Befestigung verfügbar.
Die Verwendung dieser Verankerungseinrichtungen erfordert typischerweise
das Ausbilden der Anbringungsstelle S an dem Knochen. Obgleich die
vorliegende Erfindung insbe sondere bei arthroskopischen Knieoperationen
verwendet wird, ist ersichtlich, dass die vorliegende Technik auf
Knochen und Gelenke in allen Teilen des Körpers anwendbar ist.
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Bei
einer Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung (28) umfasst
das Verfahren das Hindurchbewegen einer elektrochirurgischen Sonde 700 durch
eine Kanüle 702 zu
einem Zielbereich für
die Befestigung von Knochen und weichem Gewebe. Wenn der Chirurg
den Punkt erreicht hat, dass er eine Abringungsstelle S vorbereitet,
werden die Elektrodenanschlüsse 522 und
die Gegenelektrode 520 in das elektrisch leitfähige Fluid
eingetaucht. Bei typischen Verfahren wurde isotonische Kochsalzlösung bereits
in das Gelenk geflutet, um das Visualisieren zu verbessern und das
Gelenk zu dehnen. Das Fluid kann jedoch auch durch die Sonde bei
einem "trockenen" Verfahren zugeführt werden.
Die Energieversorgung 28 (1) wird
dann aktiviert und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen
den Elektrodenanschlüssen 522 und
der Gegenelektrode 520 angelegt wird. Das elektrisch leitfähige Fluid
sorgt für
die Leitungsbahn (siehe Stromflusslinien) zwischen den Elektrodenanschlüssen 522 und
der Gegenelektrode 520.
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Wie
vorstehend erörtert,
reicht die Hochfrequenzspannung aus, um das elektrisch leitfähige Fluid
(nicht gezeigt) zwischen dem Knochen der Anbringungsstelle S und
dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 708 in
eine ionisierte Dampfschicht oder ein ionisiertes Plasma (nicht
gezeigt) umzuwandeln. Als Folge der angelegten Spannungsdifferenz
zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 708 und
dem Knochenmaterial (d.h. des Spannungsgradienten über der
Plasmaschicht) werden geladene Teilchen in dem Plasma (nämlich Elektronen)
in Richtung auf den Verschluss beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen
gewinnen diese geladenen Teilchen eine ausreichende Energie, um
eine Dissoziation der molekularen Bindungen innerhalb von Gewebestrukturen
zu bewirken. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen
Entfernen (d.h. der abtragenden Sublimation) von Gewebe und der
Erzeugung von Gasen mit niedrigem Molekulargewicht, wie Sauerstoff,
Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan, begleitet. Die
kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb
des Gewebes begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die
Oberflächenschicht,
um die Schädigung
und Nekrose des umgebenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen.
Während
des Prozesses können
die Gase durch das Saugrohr 709 angesaugt werden. Des weiteren
können überschüssiges,
elektrisch leitfähiges
Fluid und andere Fluida (z.B. Blut) von der Zielstelle angesaugt
werden, um die Sicht des Chirurgen zu erleichtern.
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Vorzugsweise
beträgt
der Durchmesser des Lochs oder der Anbringungsstelle für die Nahtverankerung
etwa 2,2 bis 3,7 mm bis zu einer Tiefe bis etwa 1 cm bis 2 cm. Unter
Bezugnahme auf 28 wird dann eine Verankerungsvorrichtung 712 innerhalb
des geschaffenen Lochs angeordnet, um es zu gestatten, dass die
Naht befestigt wird. Das Loch ist wahrscheinlich zylindrisch mit
einem abgeschrägten oberen
Rand, um die Ränder
des Lochs zu glätten und
die Nahtabschürfung
zu verringern. Selbstverständlich
kann das Loch oder die Anbringungsstelle S eine Vielzahl von Formen
und Größen aufweisen wie
denjenigen, die ausreichen, um die selbstbohrenden und Titanschneidschrauben
und ähnliche
Einrichtungen mit einem Durchmesser von 4,5 mm aufzunehmen.
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Durch
die vorliegende Erfindung abgetragenes Knochenmaterial wird typischerweise
in seine Bestandteilselemente verdampft. Da der Knochen durch molekulare
Dissoziation entfernt wird, lässt
das Erzeugen eines Lochs oder eines anderen Schnitts keine großen Knochenfragmente
oder beträchtliche Trümmer zurück, die
Komplikationen bei dem chirurgischen Verfahren verursachen können. Ein
Saugrohr oder andere Evakuierungsvorrichtungen können gleichzeitig mit der elektrochirurgischen
Sonde verwendet werden, um Materialien von der Zielstelle zu entfernen.
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Unter
Bezugnahme auf 30 bis 33 weisen
die distalen Enden der elektrochirurgischen Sonde 700 vorzugsweise
Elektroden auf, die sich zu dem Umfang der Kanüle 702 und dem isolierenden Abstandshalter 714 oder
etwas über
diesen hinaus erstrecken. Die Schaffung von Löchern auf eine gewünschte Tiefe
in einem haben Material wie Knochen erfordert typischerweise einen
Spielraum zwischen der Sonde und den Seitenwänden des Lochs, um einen "Schultereffekt" zu vermeiden, der
die Tiefe des erzeugten Lochs begrenzen kann. 30 zeigt
eine distale Spitze 720 mit nach außen trichterförmig aufgeweiteten
oder gebogenen Elektroden 722. Bei weiteren Ausführungsformen
kann die distale Spitze Elektroden 724 mit einer Biegung
von 90° (31), Elektroden 726,
die unter einem Winkel zur Längsachse
der Sonde angebracht sind (32), oder Elektroden 728 mit
Kegel- oder Dreieckformen (33) aufweisen.
Diese Elektroden sind in einer Stellung angebracht, die ausreicht,
um ein Loch mit einem ausreichenden Spielraum zu erzeugen, um die
Sonde in die gewünschte
Tiefe einzusetzen.
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Die
Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den
Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau
in dem ionisierten Plasma führt.
Dies gestattet seinerseits, dass das ionisierte Plasma stärkere molekulare
Bindungen wie diejenigen bricht, die in Knochen oder kalzifizierten
Fragmenten vorhanden sind. Bei einigen Beispielen hat bzw. haben
der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse Oberflächengeometrien,
die derart gestaltet sind, dass sie die elektrische Feldstärke und die
damit verbundene Stromdichte entlang der vorderen Ränder der
Elektroden erhöhen.
Geeignete Oberflächengeometrien
können
durch Erzeugen von Elektrodenformen erhalten werden, die vorzugsweise
scharfe Ränder
aufweisen, oder durch Schaffen von Rauigkeiten oder einer anderen
Oberflächenrauigkeit
an der bzw. den aktiven Fläche(n)
der Elektroden. Elektrodenformen können die Verwendung von geformtem
Draht (z.B. durch Ziehen von rundem Draht durch ein Formgesenk)
zur Bildung von Elektroden mit einer Vielzahl von Querschnittsgestalten wie
quadratisch, rechteckig, L- oder V-förmig
oder dergleichen umfassen. Elektrodenränder können auch durch Entfernen eines
Teils der länglichen
Metallelektrode zur Neugestaltung des Querschnitts erzeugt werden.
Beispielsweise kann Material entlang der Länge einer runden oder hohlen
Drahtelektrode zur Bildung von D- oder C-förmigen Drähten geschliffen werden, wobei
die Ränder
der Schneidrichtung zugewandt sind. Alternativ kann Material in
eng beabstandeten Abständen
entlang der Elektrodenlänge zur
Bildung von Quernuten, Schlitzen, Gewinden oder dergleichen entlang
der Elektroden entfernt werden.
-
Des
weiteren oder alternativ kann bzw. können die aktive(n) Elektrodenoberfläche(n) durch
chemische, elektrochemische oder abrasive Verfahren modifiziert
werden, um eine Vielzahl von Oberflächenrauigkeiten an der Elektrodenoberfläche zu schaffen.
Diese Oberflächenrauigkeiten
fördern
hohe elektrische Feldstärken
zwischen der bzw. den aktiven Elektrodenoberfläche(n) und dem Zielgewebe, um
das Abtragen oder Schneiden des Gewebes zu erleichtern. Beispielsweise
können
Oberflächenrauigkeiten
durch Ätzen
der aktiven Elektroden mit Ätzmitteln
mit einem pH-Wert von weniger als 7,0 oder unter Verwendung eines
Stroms abrasiver Teilchen mit hoher Geschwindigkeit (z.B. Sandstrahlen)
geschaffen werden, um Rauigkeiten an der Oberfläche einer länglichen Elektrode zu erzeugen.
-
Des
weiteren oder alternativ kann bzw. können die aktive(n) Elektrodenoberfläche(n) vorgesehen
werden, indem wechselnde Schichten von elektrisch leitfähigen Elementen
(d.h. Elektroden) und elektrisch isolierenden Abstandshaltern zusammengebaut
werden. Beispielsweise kann eine aktive Elektrode mit mehreren kreisförmigen Rändern unter Verwendung
von wechselnden Schichten von konzentrischen, dünnen Metallscheiben (z.B. Titan,
rostfreier Stahl oder dergleichen) mit einem Außendurchmesser D gestaltet
sein. Die Scheiben können
durch dünne
konzentrische, isolierende Abstandshalter (z.B. anodisiertes Aluminium,
Keramik, Glas, Glaskeramik, Kunststoff usw.) mit einem Außendurchmesser
D' getrennt sein,
der kleiner als D ist, so dass sich die Ränder der Metallscheiben über die
isolierenden Abstandshalter hinaus erstrecken. Die Elektrodenanordnung
kann durch Anordnen der Metallscheiben über einen zentralen, elektrisch
leitfähigen
Dorn gestaltet wer den, der für
die elektrische Verbindung zwischen der Energiequelle und den mehreren "metallscheiben"-förmigen Elektroden
sorgt. Bei dieser Anordnung besitzen die Elektroden vorzugsweise
die gleiche Quellenpolarität,
da sie in Kontakt mit einer gemeinsamen elektrischen Leitung (z.B.
Dorn) stehen.
-
Alternativ
kann die Elektrodenanordnung einen gespaltenen Dorn mit entgegengesetzten
Polaritäten
derart umfassen, dass sich benachbarte Metallscheiben an entgegengesetzten
Polaritäten
befinden, um ein oder mehrere Paare von bipolaren, scheibenförmigen Elektroden
zu schaffen. Bei dieser Gestaltung können die Metallelektroden eine
beliebige Form haben, die für
die beabsichtigte Abtragung oder Resektion von Gewebe geeignet ist,
z.B. quadratisch, kreisförmig,
sechseckig, achteckig, dreieckig usw. Des weiteren kann der Umfang
der dünnen Metallelektrode
gestanzt, maschinell bearbeitet, gekerbt oder anderweitig modifiziert
werden, um die elektrische Feldstärke an der Arbeits- (äußeren) Oberfläche der
Metallelektrode zu erhöhen.
Die Metallelektroden (z.B. Metallscheiben) können auch mit einer elektrisch
isolierenden Schicht (z.B. Keramik, Glas oder Porzellan) von einer
ausreichenden Dicke beschichtet werden, um einen Abstand zwischen
benachbarten Elektrodenelementen vorzusehen, gleichgültig ob
die Elektrodenanordnung monopolar oder bipolar ist. Die isolierende
Beschichtung kann sich bis zu dem Umfang der Metallelektrode (z.B. Scheibe)
erstrecken oder sie kann gegenüber
dem Umfang zurückgezogen
sein, um einen größeren Bereich
der Ränder
der Elektroden freizulegen. Eine vollständigere Beschreibung solcher
Elektrodengeometrien ist im US-Patent Nr. 5,843,019 zu finden.
-
34 zeigt
einen distalen Bereich einer weiteren elektrochirurgischen Sonde 500,
die für
das Schneiden von genauen Einschnitten oder Löchern in Knochen unter den
geeigneten Bedingungen von Spannung und leitfähigem Fluid, wie vorstehend
beschrieben, besonders brauchbar ist. Die Sonde 500 umfasst
ein Abstützelement 502,
das an einen Schaft oder eine Wegwerfspitze (nicht gezeigt) wie
bei vorhergehenden Ausführungsformen
gekoppelt ist. Das Abstützelement 502 umfasst
vorzugsweise ein anorganisches, elektrisch leitfähiges Material wie Keramik,
Glas oder Glaskeramik. Bei diesem Beispiel kann das Abstützelement 502 jedoch
ein organisches Material wie Kunststoff umfassen, da die aktive Elektrode 506 und
die Gegenelektrode 508 beide von dem Abstützelement 502 weg
beabstandet sind. So können
sich die elektrischen Felder hoher Stärke weit weg von dem Abstützelement 502 befinden,
um ein organisches Material zu gestatten.
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Eine
Elektrodenanordnung 504 erstreckt sich von dem distalen
Ende des Abstützelements 502,
vorzugsweise um einen Abstand von etwa 2 bis 20 mm. Die Elektrodenanordnung 504 umfasst
eine einzige aktive Elektrode 506 und ein Gegenelektrodenhülle 508,
die proximal von der aktiven Elektrode 506 durch ein isolierendes
Element 510 beabstandet sind, das vorzugsweise ein anorganisches
Material wie Keramik, Glas oder Glaskeramik umfasst. Wie gezeigt,
verjüngt
sich die aktive Elektrode 506 vorzugsweise zu einem scharfen
distalen Ende 512, um das Schneiden oder Einschneiden des
Gewebes zu erleichtern. Bei diesem Beispiel besitzt die aktive Elektrode 506 einen
proximalen Durchmesser von etwa 0,2 bis 20 mm und einen distalen
Durchmesser von weniger als etwa 0,2 mm. Die Gegenelektrode 508 ist
von der aktiven Elektrode 506 um einen ausreichenden Abstand
beabstandet, um ein Kurzschließen
oder eine Bogenbildung dazwischen bei ausreichenden Spannungen zu
verhindern, um das volumetrische Entfernen von Gewebe zu gestatten.
Bei der repräsentativen
Ausführungsform
ist der distale freigelegte Bereich der Gegenelektrode 508 um
etwa 0,5 bis etwa 5 mm von dem proximalen freigelegten Bereich der
aktiven Elektrode 506 beabstandet. Selbstverständlich ist
ersichtlich, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die bestimmten
Abmessungen und die bestimmte Gestaltung der hier beschriebenen
Elektrodenanordnung 504 beschränkt ist und dass eine Vielzahl
von unterschiedlichen Beispielen in Abhängigkeit von der chirurgischen
Anwendung ins Auge gefasst werden kann.
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Wie
gezeigt, umfasst die Sonde 500 ein Fluidlumen 520,
das durch das Abstützelement 502 zu einer
distalen Öffnung
(nicht gezeigt) am distalen Ende des Abstützelements 502 hindurch
führt.
Das Fluidlumen 520 ist an eine Quelle von elektrisch leitfähigem Fluid
wie einer isotonischen Kochsalzlösung oder
einem anderen geeigneten leitfähigen
Fluid zur Zuführung
eines solchen Fluids zur Zielstelle gekoppelt. Bei der beispielhaften
Ausführungsform
ist die Sonde derart gestaltet, dass das Lumen 520 über der Elektrodenanordnung 504 während der
Verwendung derart angeordnet ist, dass das leitfähige Fluid, das aus der distalen Öffnung des
Lumens 520 austritt, selbstverständlich über die Gegenelektrode 508 und die
aktive Elektrode 506 strömt, wodurch eine Strombahn
dazwischen geschaffen wird. Des weiteren bedeckt das leitfähige Fluid
die aktive Elektrode 506 ausreichend, so dass die Bedingungen
für die
Plasmabildung erfüllt
werden, wie vorstehend detailliert beschrieben ist.
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Noch
ein weiterer Faktor, der die Knochenentfernungsrate bewirkt, ist
die Art des leitfähigen Fluids,
das mit der elektrochirurgischen Sonde verwendet wird. Da das elektrisch
leitfähige
Fluid zwischen dem Knochen der Anbringungsstelle S und dem Elektrodenanschluss
bzw. den Elektrodenanschlüssen
in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, bestimmt
die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen den Knochen beschleunigt
werden können,
auch die Knochenentfernungsrate. Des weiteren kann die Leitfähigkeit
des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben, das
am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische
Kochsalzlösung
mit einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde
verwendet. Durch Erhöhen
der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 % und vorzugsweise zwischen
etwa 3 % und 20 %, sorgt die erhöhte
Konzentration für
verbesserte Knochenentfernungsraten. Dieses Konzept der Verwendung
einer hypertonischen Kochsalzlösung
mit verbesserter Leitfähigkeit und
einer erhöhten
Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei den
Knochenentfernungsprozessen oder bei anderen Operationen, die ein
aggressives volumetrisches Entfernen erfordern.
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Die
Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den
Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau
in dem ionisierten Plasma führen
kann. Dies gestattet es seinerseits, dass das ionisierte Plasma
stärkere
molekulare Bindungen bricht, wie z.B. diejenigen, die in Knochen
oder kalzifizierten Fragmenten vorhanden sind. Da das elektrisch
leitfähige
Fluid zwischen der Zielstelle und dem Elektrodenanschluss bzw. den
Elektrodenanschlüssen
in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, bestimmt
die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen das Ziel beschleunigt
werden können,
auch die Entfernungsrate. Des weiteren kann die Leitfähigkeit
des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben,
das am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische
Kochsalzlösung
mit einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde
verwendet wird. Durch Erhöhen
der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 % und vorzugsweise
zwischen etwa 3 % und 20 % sorgt die erhöhte Konzentration für verbesserte
Gewebeabtragungsraten. Dieses Konzept der Verwendung einer hypertonischen Kochsalzlösung mit
verbesserter Leitfähigkeit
und einer erhöhten
Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei Knochenentfernungsprozessen
oder bei anderen Verfahren, bei denen ein aggressives volumetrisches
Entfernen erforderlich ist.
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35 zeigt
ein Verfahren zum Behandeln von Nasen- oder Nebenhöhlenblockaden,
z.B. chronischer Sinusitis, durch Einsatz der vorliegenden Erfindung.
Bei diesen Verfahren können
die Polypen, Nasenmuscheln oder anderes Nebenhöhlengewebe abgetragen oder
verringert werden (z.B. durch Gewebezusammenziehen), um die Blockade
zu entfernen und/oder den Nebenhöhlenhohlraum
zu vergrößern, um
die normale Nebenhöhlenfunktion
wiederherzustellen. Beispielsweise kann bei chronischer Rhinitis,
was ein Sammelbegriff für
eine chronische Reizung oder Entzündung der Nasenschleimhaut
mit Hypertrophie der Nasenschleimhaut ist, die untere Nasenmuschel
durch Abtragen oder Zusammenziehen verringert werden. Alternativ
kann eine Muschelresektion oder Mukotomie durchgeführt werden,
indem zur Verringerung des Volumens der Nasenmuschel ein Streifen
des Gewebes vom unteren Rand der unteren Nasenmuschel entfernt wird.
Zur Behandlung von Nasenpolypen, die gutartige, gestielte oder ungestielte
Massen von Nasen- oder Nebenhöhlenschleimhäuten, welche
durch eine Entzündung
verursacht werden, umfassen, können die
Nasenpolypen durch das erfindungsgemäße Verfahren zusammengezogen
oder geschrumpft oder abgetragen werden. Zu Behandlung einer starken
Sinusitis kann eine frontale Nebenhöhlenoperation durchgeführt werden,
um eine elektrochirurgische Sonde zu der Stelle der Blockade einzuführen. Die
vorliegende Erfindung kann auch zur Behandlung von Erkrankungen
des Septums, d.h. Abtragen oder Resezieren von Teilchen des Septums
zum Entfernen, Begradigen oder zur Reimplantierung des Septums verwendet
werden.
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Die
vorliegende Erfindung ist besonders bei funktionellen endoskopischen
Nebenhöhlenoperationen
(FESS) zur Behandlung von Nebenhöhlenerkrankungen
brauchbar. Dieses Verfahren erfordert typischerweise ein gewisses
Abtragen oder Entfernen von dünnen
Knochen innerhalb der Nasenhöhle des
Patienten, um Zugang zu dem Nebenhöhlengewebe an der Zielstelle
zu haben. So ist die vorliegende Erfindung für diese Typen von Verfahren
besonders brauchbar, bei denen ein gesteuertes Abtragen von Knochen
und Gewebe erforderlich ist. Im Gegensatz zu den Mikrodebridementinstrumenten
des Stands der Technik führt
die elektrochirurgische Sonde der vorliegenden Erfindung eine Hämostase
von abgetrennten Blutgefäßen durch
und gestattet es dem Chirurgen, Knochen und Gewebe genau mit minimaler
oder keiner Schädigung
des umgebenden Gewebes, Knochens, Knorpels oder der Nerven zu entfernen.
Als Beispiel und nicht als Einschränkung kann die vorliegende
Erfindung für
die folgenden Verfahren verwendet werden: (1) Unkinektomie oder mediales
Verschieben oder Entfernen von Bereichen der mittleren Nasenmuschel;
(2) Kiefer-, Keilbein- oder Siebbein-Nebenhöhleneröffnungen oder Vergrößerung des
natürlichen
Zugangs zu den Kiefer-, Keilbein- oder Siebbeinnebenhöhlen; (3)
Stirnrezessusdissektionen, bei denen polypoides Gewebe entfernt
wird; (4) Polypektomien, bei denen polypoides Gewebe im Falle einer
schwerwiegenden Nasenpolypose entfernt wird; (5) Resektion der Concha
bullosa oder das Verdünnen
der polypoiden mittleren Nasenmuschel; (6) Septoplastie und dergleichen.
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35 zeigt
ein endoskopisches Nebenhöhlenoperations-
(FESS-) Verfahren gemäß der vorliegenden
Erfindung. Wie gezeigt, wird das distale Ende der Sonde 800 durch
die Nasenpassage 801 hindurch in die Nasenhöhle 803 eingeführt. In
Abhängigkeit
von der Lage der Blockage werden die Elektrodenanschlüsse 804 benachbart
der Blockage in der Nasenhöhle 803 oder
in einer der paranasalen Nebenhöhlen 805, 807 angeordnet.
Es ist zu beachten, dass nur die Stirnnebenhöhle 805 und die Keilbeinnebenhöhle 807 in 32 gezeigt
sind, das Verfahren jedoch auf die Siebbein- und Kiefernebenhöhlen anwendbar
ist. Wenn der Chirurg den Punkt der Hauptblockage erreicht hat,
wird elektrisch leitfähiges
Fluid durch ein inneres Lumen (nicht gezeigt) in der Sonde 800,
wie vorstehend beschrieben, zugeführt. Das Fluid strömt an der
Gegenelektrode 812 vorbei zu den Elektrodenanschlüssen 104 am
distalen Ende des Schafts. Die Rate der Fluidströmung wird mit einem Ventil 17 (1)
derart gesteuert, dass die Zone zwischen dem Knochen und/oder dem Gewebe
und der Elektrodenabstützung 802 konstant in
das Fluid eingetaucht ist. Die Energieversorgung 28 wird
dann eingeschaltet und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz
zwischen den Elektrodenanschlüssen 804 und
der Gegenelektrode 812 angelegt wird. Das elektrisch leitfähige Fluid
sorgt für
die Leitungsbahn (siehe Stromflusslinien) zwischen den Elektrodenanschlüssen 804 und
der Gegenelektrode 812.