CH688750A5 - Hämostatische bipolare elektrochirurgische Schneidapparatur. - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf verbesserte hämostatische elektrochirurgische Instrumente und im speziellen auf verbesserte bipolare elektrochirurgische Instrumente zur Durchtrennung und Verursachung von Hämostase von Gewebe.

Die Kontrolle der Blutung während der Operation beansprucht einen Hauptteil der Zeit, die für eine Operation gebraucht wird. Im speziellen können Blutungen, welche auftreten wenn das Gewebe aufgeschnitten oder durchtrennt wird, das Sehvermögen des Chirurgen trüben, die Operation verlängern und nachteilig die Präzision des Schneidens beeinflussen. Blutverlust aufgrund von chirurgischem Schneiden kann eine Blutinfusion erfordern, wobei das Risiko der Schädigung des Patienten erhöht wird.

Hämostatische chirurgische Techniken sind bekannt zur Reduktion des Blutens von aufgeschnittenem Gewebe, vor, während und nach dem Einschnitt. Eine dieser Techniken verwendet ein Heizelement, um Wärme zum durchtrennten Gewebe zu führen, um thermisch Kollagen zu verbessern. Wärme, die vom Instrument zum Gewebe übertragen wird, erzeugt einen dünnen kollagenen Film, welcher die abgetrennten Blutgefässe und Kapillarien abdichtet und damit Blutungen verhindert. Lokalisierte Anwendungen der Wärme reduzieren Gewebenekrosen oder Schäden, welche die Heilung verzögern könnten.

Elektrochirurgische Techniken, bei welchen ein hochfrequenter oder Radiofrequenz-Strom durch das Gewebe des Patienten zwischen zwei Elektroden fliesst, zum Schneiden und Verursachen von Hämostase des Gewebes, sind ebenfalls bekannt. Der Strom, welcher durch das Gewebe fliesst, erzeugt Joulel'sche (Ohm'sche) Erwärmung des Gewebes als Funktion der Stromdichte und des Widerstandes des Gewebes, durch welches der Strom fliesst. Eine solche Erwärmung denaturiert die Gewebeproteine, um ein Koagulum zu bilden, welches die blutenden Stellen versiegelt.

Monopolare elektrochirurgische Vorrichtungen verwenden eine kleine Elektrode am Ende eines Handgriffes in des Chirurgen Hand und eine breite Elektrodenplatte unterhalb und in Kontakt mit dem Patienten. Nur eine der beiden Elektroden, welche notwendig sind um den elektrischen Stromkreis zu vervollständigen, wird durch den Chirurgen gehandhabt und auf oder nahe dem Gewebe, welches operiert werden soll, angeordnet. Die andere Elektrode ist die breite Platte unterhalb des Patienten. Durch die Stromversorgung für Elektrochirurgie werden hochfrequente Spannungsspitzen von tausenden von Volt zwischen diesen beiden Elektroden angelegt, die genügen, um eine elektrische Bogenbildung von der kleinen Operationselektrode, welche der Chirurg hält, zum nächsten Gewebe, dann durch den Patienten zu der breiten Elektrodenplatte unterhalb des Patienten zu erzeugen.Im Patienten wird der elektrische Strom zu Wärme konvertiert; am wärmsten in den Geweben unmittelbar unterhalb der kleinen handgehaltenen Elektrode, wo die Ströme äusserst konzentriert sind.

Ein Hauptnachteil der monopolaren elektrischen Verschorfung ist derjenige, dass der Strom komplett durch den Patienten fliesst. Diese von Hochspannung herrührenden elektrischen Ströme können von der kleinen Elektrode zu nahen, nicht als Ziel dienenden vitalen Strukturen einen Bogen bilden oder erratischen Wegen folgen, wenn sie durch den Körper des Patienten fliessen, wobei Schäden am Gewebe nahe und in einiger Distanz von der Elektrode erzeugt werden.

Ein anderer Nachteil von monopolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist der übermässige Gewebeschaden, der durch den Hochspannungsbogen verursacht wird, inklusive Verkohlung des Gewebes, welche die Wundheilung gefährdet. Ausserdem erzeugen monopolare Vorrichtungen typischerweise Rauch, welcher das Sehvermögen beeinträchtigt und welcher von der Operationsstelle abgesaugt werden muss.

In bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen sind zwei Elektroden nahe mit Abstand voneinander angeordnet und besitzen die gleiche Oberfläche in Kontakt mit dem Gewebe. Der Stromfluss ist deshalb lokal begrenzt auf das Gewebe, welches zwischen den Elektroden angeordnet ist und diese verbindet.

Eine Schwierigkeit bei den elektrochirurgischen Vorrichtungen gemäss dem Stand der Technik ist diejenige der Steuerung des Stromflusses durch das Gewebe des Patienten, um Hämostase in lokalisierten Gebieten zu erhalten, ohne auch das benachbarte Gewebe aufzuheizen und dort unerwünschte Traumen zu verursachen. Obschon die Einführung von bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen geholfen hat, den Stromfluss zu lokalisieren, bestehen bei vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen Schwierigkeiten, um den Stromfluss selektiv anzuwenden.

Beispielsweise werden im US-Patent 3 651 811 von Hildebrandt et al. und im Patentzertifikat 575 103 der Sowjetunion bipolare elektrochirurgische Scheren beschrieben, welche gegenüberliegende Schneidklingen auf weisen, welche aktive Elektroden bilden. Diese Vorrichtungen befähigen einen Chirurgen, aufeinanderfolgend die Blutgefässe, welche im Gewebe enthalten sind, zu koagulieren und dann mechanisch das Gewebe mit den Scherenklingen durchzutrennen. Diese Vorrichtungen erfordern jedoch vom Chirurgen, den den Elektroden zugeführten Strom während getrennten Schritten zur Erzielung von Hämostase und danach Schneiden des Gewebes zyklisch zu wiederholen. Im speziellen erfordern diese vorbekannten Vorrichtungen, dass der Chirurg zuerst die Elektroden speist und dann das Gewebe ergreift, um Hämostase zu erzeugen.Wenn die im Gewebe enthaltenen Blutgefässe einmal koaguliert sind, werden die Elektroden von der Stromquelle getrennt, so dass die Scherenklingen komplett geschlossen werden können, um das Gewebe mechanisch zu durchtrennen. Die Scheren werden dann für einen anderen Schnitt in Position gebracht und die Stromzuführung zu den Scheren erneut zyklisch ein- und ausgeschaltet, um das Gewebe zum Gerinnen zu bringen. Keine dieser Vorrichtungen erlauben dem Chirurgen, die Elektroden in einem kontinuierlich in einen Strom führenden Zustand zu halten, da die Stromversorgung kurzgeschlossen oder beschädigt würde, wenn die Klingen in Kontakt miteinander gehalten würden, währenddem Strom zugeführt wird. Demnach ist es ein Hauptnachteil der vorbekannten hämostatischen bipolaren elektrochirurgischen Schneidvorrichtungen, dass das Problem, die selektive Zuführung eines Stromes um Hämostase an einer Stelle im Gewebe zu erhalten, während gleichzeitig schon hämostatisch erwärmtes Gewebe getrennt wird, nicht gelöst wurde. Es wäre deshalb wünschenswert, ein bipolares elektrochirurgisches Instrument zu schaffen, welches automatisch und kontinuierlich die Stromzuführstelle einstellt, so dass sie dem Schneidpunkt vorangeht, ohne die Elektroden kurzzu schliessen und den Strom zu unterbrechen, welcher Hämostase des Gewebes erzeugt.

Ein anderer Nachteil der vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist die Tendenz zur Anhäufung von Koagulum an den Elektrodenoberflächen. Dies kann die Schneidfähigkeit der Vorrichtung behindern und das Kleben des Gewebes an der Vorrichtung bewirken, und die Fähigkeit des Chirurgen beeinträchtigen, die Vorrichtung an der Operationsstelle zu handhaben.

Ein anderer Nachteil ist die Tendenz bei vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen, dass ein gewisser Stromverlust in der Nähe der Elektroden auftritt, was zur Anhäufung von Koagulum auf den nicht aktiven Oberflächen des elektrochirurgischen Instrumentes führen kann.

Es ist deshalb wünschenswert, ein elektrochirurgisches Instrument zu schaffen, bei welchem die Anhäufung von Koagulum an der Oberfläche des Instrumentes reduziert wird, wobei die Manövrierbarkeit des Instrumentes bei der Operationsstelle verbessert und Trauma beim benachbarten Gewebe reduziert werden soll.

Bis jetzt konnten mit keinen bipolaren elektrochirurgischen Instrumenten zum Schneiden zur Erzeugung von Hämostase von ebenen Gewebegebieten die vorerwähnten Probleme gelöst werden. Es besteht deshalb ein fortgesetzter Bedarf für verbesserte hämostatische elektrochirurgische scherenähnliche Vorrichtungen zur gleichzeitigen Erzeugung von Hämostase im Gewebe und dem Trennen dieses Gewebes.

In Anbetracht des vorher Erwähnten ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein bipolares elektrochirurgisches scherenähnliches Schneidinstrument zu schaffen, welches gleichzeitig Hämostase des Gewebes verursacht und mechanisch das Gewebe in einer kontinuierlichen Art und Weise bei einem Schneidpunkt durchtrennt, welcher entlang den Schneidkanten der Scherglieder fortschreitet.

Es ist eine andere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein elektrochirurgisches scherenähnliches Schneidinstrument zu schaffen, welches für den Chirurgen die Notwendigkeit eliminiert, die Elektroden der Scherglieder während der Schritte der Erzeugung von Hämostase im Gewebe und dem mechanischen Durchtrennen des Gewebes unter Strom und ausser Strom zu setzen. Das Instrument, welches gemäss den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde, reduziert die Wahrscheinlichkeit, dass die Elektroden während dem Schneiden kurzgeschlossen werden, was ermöglicht, dass das Instrument zum kontinuierlichen hämostatischen Schneiden von Gewebe verwendet werden kann.Als Resultat wird ein Instrument erhalten, welches einen glatteren und präziseren chirurgischen Schnitt als vorbekannte Vorrichtungen ermöglicht, was die Hämostase und das Schneiden von einzelnen Gewebeabschnitten in einer intermittierenden, nicht kontinuierlichen Art und Weise ermöglicht.

Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, verbesserte hämostatische elektrochirurgische Scheren zu schaffen, welche die Anhäufung von Koagulum und das Klebenbleiben des Gewebes an den Arbeits- und Nichtarbeitsflächen des Instrumentes reduzieren.

Diese und andere Aufgaben werden in Übereinstimmung mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung erfüllt durch ein bipolares elektrochirurgisches scherenähnliches Instrument, bei welchem jedes Scherglied eine Elektrode zur Verursachung von Hämostase des Gewebes und eine Scheroberfläche zur mechanischen Durchtrennung des Gewebes umfasst. Eine Schicht von isolierendem Material ist auf mindestens einer Scherfläche der Scheren angeordnet, so dass die elektrisch aktiven Teile der Scherglieder an keiner Stelle während dem Betrieb des Instrumentes miteinander in Kontakt kommen. Folglich fliesst Strom durch das Gewebe zwischen den Schergliedern, aber Kurzschlüsse, welche die Hämostase beenden würden, treten nicht auf. Mit dieser Anordnung erfolgen die Hämostase und das Schneiden in einer kontinuierlichen Art und Weise entlang dem Gewebe, welches zwischen den Scherenklingen angeordnet ist.

Im besonderen umfasst ein elektrochirurgisches Instrument, welches entsprechend der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde, ein scherenähnliches Instrument mit ersten und zweiten Schergliedern. Jedes Scherglied umfasst einen klingenähnlichen Teil oder Scherglied mit einer Scheroberfläche, eine Schneidkante und eine äussere Oberfläche. Die ersten und zweiten Scherglieder sind durch Verbindungsmittel verbunden, so dass die entsprechenden Scheroberflächen sich durch einen Bewegungsbereich in einem herkömmlichen scherenähnlichen Schneidvorgang bewegen. Dieser Schneidvorgang definiert einen Schneidpunkt, welcher sich entlang den Schneidrändern der entsprechenden Scherglieder durch den Bewegungsbereich, wie bekannt ist, bewegt.Das Instrument der vorliegenden Erfindung umfasst weiter eine Elektrode an jedem Scherglied, welche mit einer Stromversorgung verbunden ist, welche einen hochfrequenten Strom liefert. Elektrisch isolierendes Material ist zwischen den Elektroden angeordnet, so dass die Elektroden auf den entsprechenden Schergliedern im Bewegungsbereich nicht miteinander in Kontakt geraten. Das isolierende Material ist so angeordnet, dass der Strom zwischen den Elektroden der entsprechenden Scherglieder fern vom Schneidpunkt aber nicht zwischen den Scheroberflächen durchtritt.

In einer ersten Familie von Ausführungsbeispielen gemäss der vorliegenden Erfindung sind die ersten und zweiten Scherglieder aus einem elektrisch leitenden Material gefertigt, so dass sie erste und zweite Elektroden umfassen. Eine erste Schicht von elektrisch isolierendem Material ist auf mindestens einer der Scheroberflächen angeordnet und bildet dabei die Schneidkante und Scheroberfläche des Schergliedes. Bei diesen Ausführungen umfasst das Verbindungsmittel ein elektrisch isolierendes Material, so dass die Scherglieder beim Verbindungsmittel elektrisch isoliert sind. Die erste Schicht des isolierenden Materials, ob auf einer oder beiden Scheroberflächen angeordnet, weist eine totale Dicke in der Grössenordnung von 5,1 . 10<-><5> m - 1,27 . 10<-><3> m (0,002 bis 0,050 Inch) und vorzugsweise im Bereich von 7,62 . 10<-><5> m - 1,78 . 10<-><4> m (0,003 bis 0,007 Inch) auf.

Um weiter die Vorteile der vorliegenden Erfindung zu erzielen, können die individuellen Instrumente der ersten Familie der Ausführungsformen ein oder mehr des folgenden enthalten: eine Schicht von Material mit einer hohen elektrischen und thermischen Leitfähigkeit auf einer oder beiden der externen Oberflächen der Scherglieder; eine zweite Schicht von isolierendem Material, welches zwischen den äusseren Oberflächen der Scherglieder angeordnet ist, ausgenommen für Gebiete in der Nähe der Schneidkanten; und eine Schicht von nichthaftendem Material, welches zwischen den äussersten, das Gewebe berührenden Teilen des Instrumentes angeordnet ist. Diese Schichten reduzieren die Anhäufung von Koagulum auf den Nichtarbeitsoberflächen der Scheren, wobei das Kleben und Trauma zum angrenzenden Gewebe reduziert wird.Sie verbessern auch die Manövrierbarkeit des Instrumentes und vergrössern das Gesichtsfeld des Chirurgen, was ein präziseres chirurgisches Schneiden ermöglicht.

Eine selbstschärfende Eigenschaft kann erzielt werden durch Verwendung einer ersten Schicht mit einer ersten Härte auf einer der Scheroberflächen und einer zweiten Schicht mit einer zweiten verschiedenen Härte auf der anderen Scheroberfläche. Vorteilhafterweise werden durch die Verwendung eines härteren Materials als eine der Scheroberflächen ausgezeichnet zusammenpassende Schneidkanten nach wenigen Operationszyklen erhalten, wobei die Schneidkanten während wiederholtem Gebrauch scharf bleiben.

Bei der zweiten Familie der Ausführungsbeispiele gemäss der vorliegenden Erfindung sind die ersten und zweiten Scherglieder aus nicht elektrisch leitendem Material gefertigt, wobei die Elektroden eine Schicht aus elektrisch leitendem Material umfassen, welches auf der Aussenoberfläche jedes Schergliedes angeordnet ist. In dieser Anordnung bildet das elektrisch isolierende Material die Scherglieder. Die elektrisch leitenden Schichten der entsprechenden Scherglieder sind beim Schneidpunkt mit Abstand voneinander angeordnet in einer Distanz im Bereich von 0,002 bis 0,050 Inches, vorzugsweise 0,003 bis 0,007 Inches, während der Schneidpunkt sich durch den Bewegungsbereich bewegt.Die Schicht von elektrisch leitendem Material auf jedem Scherglied kann eine innere Schicht eines Materials mit hoher elektrischer thermischer Leitfähigkeit und eine äussere Schicht aus einem oxidationsbeständigen Material mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit umfassen, wobei die äussere Schicht im elektrischen Kontakt über der inneren Schicht liegt.

Individuelle Variationen bei Instrumenten innerhalb der zweiten Familie von Ausführungsbeispielen können eine nichthaftende Schicht umfassen, welche die elektrisch leitende Schicht bedeckt und eine Schicht von elektrisch isolierendem Material, welche die gesamte elektrisch leitende Schicht ausser einem Gebiet jedes Schergliedes in der Nähe der Schneidkante bedeckt.

Die obenerwähnten und andere Aufgaben und Vorteile der Erfindung werden unter Berücksichtigung der folgenden detaillierten Beschreibung im Zusammenhang mit der beiliegenden Zeichnung ersichtlich, in welcher gleiche Bezugszeichen sich auf gleiche Teile beziehen. Es zeigen

Fig. 1 einen perspektivischen Aufriss einer Schere, welche in Übereinstimmung mit einem typischen Ausführungsbeispiel einer Familie der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde; Fig. 2 eine Seitenansicht der Schere gemäss Fig. 1, welche das Gewebe zwischen den Schergliedern zeigt; Fig. 3 eine Querschnittsansicht gemäss Linie III-III der Fig. 2, Fig. 4-8 Querschnittsansichten ähnlich derjenigen gemäss Fig. 2 für verschiedene alternative Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung.

In bezug auf die Fig. 1 bis 3 wird eine bipolare elektrochirurgische Schere 10 für das gleichzeitige Erzeugen von Hämostase im Gewebe und das Schneiden des Gewebes 100 des Patienten beschrieben. Die Schere 10 umfasst eine erste Scherenhälfte 20 und eine zweite Scherenhälfte 30, welche drehbar durch ein Befestigungselement 40 verbunden sind. In einer ersten Familie von Ausführungsbeispielen, welche in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruiert wurden, ist die Scherenhälfte 20 aus einem elektrisch leitenden Material gefertigt und weist an einem Ende ein erstes Scherglied 21 auf. Das Scherglied 21 bildet eine erste Elektrode mit einer Scheroberfläche 22, einer Schneidkante 23 und einer Aussenoberfläche 24.Die Scherenhälfte 20 weist am anderen Ende ein Stützglied 25 auf, welches vorzugsweise mit einem Daumen- oder Fingerloch zur Betätigung der Scherenhälfte 20 versehen ist und eine elektrische Verbindung 26, welche die Elektrode mit einer herkömmlichen Stromversorgung 10 konstanter Spannung über das Kabel 27 verbindet. Die Scherenhälfte 30 ist ebenfalls aus einem elektrisch leitenden Material hergestellt und weist am einen Ende ein Scherglied 31 auf. Das Scherglied 31 bildet eine zweite Elektrode mit einer Scheroberfläche 32, einer Schneidkante 33 und einer Aussenoberfläche 34. Die Scherenhälfte 30 weist ebenfalls am anderen Ende ein Stützglied 35 auf, welches vorzugsweise mit einem Daumen- oder Fingerloch zur Betätigung der Scherenhälfte 30 versehen ist und eine elektrische Verbindung 36, welche zur Stromversorgung 110 über das Kabel 37 verbindet.

Die Stromversorgung 110 kann eine im wesentlichen konstante hochfrequente Spannung bei wählbaren Ausgangspegeln liefern. Solche Vorrichtungen sind beispielsweise in den US-Patentschriften Nrn. 4 092 986 und 4 969 885 beschrieben. Die Stromversorgung, welche in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird, liefert vorzugsweise einen Ausgangsspannungspegel, welcher im wesentlichen bei dem vom Verwender ausgewählten Pegel konstant und unabhängig vom elektrischen Widerstand der Elektroden ist.

Um die Anhäufung von Koagulum auf den Bearbeitungsoberflächen der Schere zu reduzieren, hat der Anmelder Stromversorgungen entwickelt, welche eine im wesentlichen konstante Ausgangsspannung liefern, die unabhängig von der Lastimpedanz ist, eine niedrige Quellenimpedanz und eine Wechselspannungswellenform mit einem Spitzenfaktor - das Verhältnis der Spitzenspannung zur quadratischen Mittelwertsspannung (RMS) - nahe bei 1 (UNITY) aufweisen. Wenn bei der vorliegenden Erfindung solche Stromversorgungen verwendet werden, liefert sie hochbefriedigende Hämostase ohne Bogenbildung oder Verkohlung des Gewebes und geringe Anhäufung von Koagulum.

Die Scherenhälften 20 und 30 sind vorzugsweise aus einem steifen Konstruktionsmaterial gefertigt, welches befähigt ist, die scharfen scherenähnlichen Schneidkan ten 23 und 33 zu halten, wie z.B. rostfreier Stahl oder martensitischer rostfreier Stahl. Alternativ können Materialien mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit, die strukturell stark genug sind zum Scheren von Gewebe, wie Kupfer oder Kupferverbindungen, verwendet werden. Die Hälften 20 und 30 sind drehbar durch ein Befestigungselement 40 einander gegenüberliegend verbunden, so dass sich die Scheroberflächen 22 und 32 und die Schneidkanten 23 und 33 der Scherglieder scherenähnlich entgegengesetzt durch einen Bewegungsbereich bewegen, um das dazwischen angeordnete Gewebe 100 zu durchtrennen.Das Befestigungselement 40 kann beispielsweise eine Schraube oder eine Niete sein, welche die Scherenhälften 20 und 30 am Drehpunkt elektrisch isolieren. Das Befestigungselement kann aus einem isolierenden Material, beispielsweise Polyamid oder Nylon bestehen. Alternativ kann das Befestigungselement 40 eine Kombination von nicht isolierenden und isolierenden Materialien umfassen, beispielsweise eine Schraube aus rostfreiem Stahl, die von einer oder von beiden Scherenhälften 20 und 30 durch eine Nylonhülse isoliert ist.

Die Scherenstützglieder 25 und 35 weisen eine isolierende Beschichtung 11 in Gebieten L1 auf, um die Stützglieder voneinander und von der vom Chirurgen verwendeten Schere 10 zu isolieren. Die isolierende Beschichtung 11, welche Polyvinylchlorid, Nylon oder andere isolierende Kunststoffmaterialien umfassen kann, kann auch bei den Flächen der Schere 10 angewandt werden, welche nicht zum Schneiden von Gewebe verwendet wird.

Wie in Fig. 3 illustriert wird, können die Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder eine Beschichtung 12 aus einem Material mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit, wie z.B. Silber oder Kupfer, auf weisen, anders als die entsprechenden Scheroberflächen 22 und 32. Die Beschichtung 12 erleichtert einen guten elektrischen Kontakt zwischen den Aussenoberflächen 24 und 34 und dem Gewebe, das in Kontakt mit diesen Oberflächen gelangt, wenn die Scherglieder 21 und 31 relativ zueinander bewegt werden.

Die Beschichtung 12 reduziert örtliche Aufheizung der Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 durch Verteilen der Wärme über die thermisch leitenden Oberflächen der Beschichtung. Die Beschichtung 12 reduziert auch die Wahrscheinlichkeit, dass Joulelsche Erwärmung der Scherglieder 21 und 31 auftritt, da jeder örtliche Stromfluss wieder über die ganze Beschichtung verteilt wird. Folglich reduziert die Beschichtung 12 die thermische Zersetzung und das Kleben von Blut und Gewebe an den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Schere 10 während dem Gebrauch.

Eine dünne Beschichtung 13 eines elektrisch isolierenden Materials wird auf jeder der Scheroberflächen 22 und 32 angeordnet, um mindestens soviel der Scheroberflächen zu bedecken, wie in Kontakt miteinander innerhalb des ganzen Bewegungsbereiches der Scherenhälften 20 und 30 kommen könnte. Die Isolationsbeschichtung 13 bedeckt die Schneidkanten 23 und 33, so dass die Schneidkanten elektrisch inaktiv und nichtleitend sind.

Wie in Fig. 4 gezeigt ist, ist an einem alternativen Ausführungsbeispiel die Isolationsschicht 13 nur auf der Scheroberfläche 32 des Schergliedes 31 angebracht. Die andere Scheroberfläche 22 und die Schneidkante 23 bleiben elektrisch aktiv, d.h. leitend. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird die elektrische Isolation zwischen den Scherenhälften 20 und 30 durch eine einzige Schicht von isolierendem Material erzielt.

Die Isolationsschicht 13 ermöglicht, dass die Scherenhälften, welche die bipolaren Elektroden bilden, sich relativ zueinander bewegen können, so dass der Strom zwischen der Aussenoberfläche 24 des Schergliedes 21 und der Aussenoberfläche 34 des Schergliedes 31 fliesst, wobei gewährleistet ist, dass die Scherenhälften 20 und 30 nicht elektrisch in Kontakt miteinander kommen. Diese Konfiguration ermöglicht, dass die Schneidkanten miteinander in Kontakt kommen, um das Gewebe zu durchtrennen, während ein Kurzschluss verhindert wird, welcher die gleichzeitige Koagulation der Blutgefässe, welche sich durch das Gewebe erstrecken, erschweren würde. Die Schicht 13 verhindert im wesentlichen einen Stromfluss direkt zwischen den gegenüberliegenden Scheroberflächen 22 und 32, wenn die Scherenhälften geschlossen sind.Eher würde der Strom durch den Weg des geringsten Widerstandes zwischen den Elektroden fliessen, d.h. durch das Gewebe in direktem Kontakt mit den Bereichen 28 und 38 der Aussenoberflächen 24 und 34. Dieser Stromfluss ist schematisch durch Flusslinien 99 in den Fig. 3 und 4 dargestellt.

Die Anordnung gemäss der vorliegenden Erfindung begrenzt den Stromfluss zwischen den Bereichen 28 und 38 der Aussenoberflächen 24 und 34 zum Bereich 101 (siehe Fig. 2), von wo die Schneidkanten 23 und 33 zu einem Punkt distal vom Schneidpunkt miteinander in Kontakt stehen. Bei diesem entfernten Punkt bildet entweder das Gewebe nicht mehr eine elektrische Verbindung zwischen den Elektrodenoberflächen (Bereich 102 der Fig. 2) oder der Zwischenraum zwischen den Hälften 20 und 30 ist genügend gross, so dass die Stromdichte zu klein ist, um eine signifikante Joulelsche Erwärmung des Gewebes (Bereich 103 der Fig. 2) zu erzeugen.

Es ist daher offensichtlich, dass, wenn die Schere 10 allmählich geschlossen wird, der Schneidpunkt sich entlang den Schneidkanten 23 und 33 der Scherglieder 21 und 31 bewegt, entfernt vom Befestigungselement 40, wobei der Bereich 101, in welchem ein Strom von einer Scherenhälfte zur anderen fliesst, um Hämostase des Gewebes zu erzielen, vorangeht. Daher findet die Hämostase an einem Ort gerade vor dem Schneidpunkt statt, während die Schneidkanten 23 und 33 gleichzeitig das hämostatisch erwärmte Gewebe durchtrennen.

Die Ausführungsform gemäss Fig. 4 erlaubt einen asymmetrischen Stromfluss zwischen den Scherenhälften 20 und 30, verglichen mit dem Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 3. Spezifisch kann in der Nähe des Schneidpunktes Strom von der unisolierten Scherfläche zum Gewebe in Kontakt mit dieser Fläche durch das Gewebe und zu einem unisolierten Teil des anderen Schergliedes fliessen. Der Anmelder hat herausgefunden, dass diese Asymmetrie keinen signifikanten Effekt auf die hämostatische Schneidoperation oder die Fähigkeit der Vorrichtung, Strom zum Gewebe zu führen, im Vergleich zum Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 3 hat.

Die elektrisch isolierende Schicht 13 ist vorzugsweise aus einem Material gefertigt, welches eine Härte aufweist, die grösser oder wesentlich grösser derjenigen von Stahl oder anderen elektrisch leitenden Materialien ist, welche zur Herstellung herkömmlicher scherenähnlicher Vorrichtungen verwendet werden. Beispielsweise können in bezug auf das Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 4 die Scherenglieder 21 und 31 aus martensitischem rostfreiem Stahl, beispielsweise AISI 420 gefertigt sein. Die isolierende Schicht 13 umfasst ein anorganisch elektrisch isolierendes Material wie Glas, Keramik, Nitrid, Borid oder synthetischer Diamant. Abhängig vom ausgewählten Material kann die isolierende Schicht 13 auf der Scherfläche 32 durch herkömmliche Techniken, beispielsweise Plasma oder Flammspritzablagerung abgelagert werden.Der Anmelder erzielte gute Resultate durch Verwendung von Keramikmaterialien, wie beispielsweise Aluminiumoxid oder Zirkonerde.

Die verwendete Beschichtung bildet eine nichtleitende Schneidkante für das Scherglied und hat eine grössere Härte als das Stahlsubstrat und der Stahl des gegenüberliegenden Schergliedes 21. Folglich, wenn die Beschichtung 13 gegen die Schneidkante 23 oder die Scheroberfläche 22 des Schergliedes 21 reibt, werden die Scheroberfläche 22 und die Schneidkante 23 durch das härtere isolierende Material 13 mechanisch geschliffen oder poliert. Die Schere 10 ist deshalb selbstschärfend und verbleibt scharf, während fortwährendem Gebrauch. Ausserdem verschlechtert die relativ niedrige Härte der Stahlschneidkante 23 nicht die isolierenden Eigenschaften oder die Struktur der härteren elektrisch isolierenden Beschichtung 13, wodurch ein dauerhaftes Instrument erhalten wird.

Die selbstschärfenden Eigenschaften, die durch die relativ grössere Härte der isolierenden Schicht 13 erhalten werden, erlauben die Verwendung von weniger teurem Material für die Scherglieder 21 und 31. Beispielsweise kann die Schere 10 aus einem Material hergestellt werden, welches keine scharfe Schneidkante während wiederholtem Gebrauch bei fehlenden selbstschärfenden Eigenschaften der verwendeten härteren Beschichtung behält. Diese Eigenschaft ist speziell vorteilhaft zur Konstruktion von Wegwerfscheren 10 oder wenn Wegwerf-Scherglieder 21 und 31 vorhanden sind, sich diese von den entsprechenden Stützgliedern 25 und 35 (nicht dargestellt) lösen.

Die isolierende Beschichtung 13 wird in einer Schicht abgelagert, welche eine Dicke im Bereich von 5,1 . 10-5 m (0,002 Inch) bis etwa 1,27 . 10<-><3> m (0,050 Inch), vorzugsweise 7,62 . 10<-><5> m - 1,78 . 10<-><4> m (0,03 bis 0,007 Inch) aufweist. Der Anmelder hat ermittelt, dass bei einer Dicke von 0,001 Inches oder weniger die Dicke der isolierenden Schicht 13 ungenügend ist, um einen Kurzschluss der Elektroden zu verhindern. Isolierende Schichtdicken über 5,1 . 10<-><5> m (0,002 Inch) und unter 1,27 . 10<-><3> m (0,050 Inch) bewirken eine genügende Hämostase. Es wurde beobachtet, dass, je grösser die Minimaldistanz zwischen naheliegenden stromleitenden Teilen der gegenüberliegenden Elektroden im Gebiet des Stromflusses durch das Gewebe ist, umso länger der Stromweg durch das Gewebe ist und umso schwieriger es wird, den gewünschten Grad von Hämostase zu erhalten.Für die beschriebenen keramischen isolierenden Materialien sind isolierende Schichdicken über 1,27 . 10<-><3> m (0,050 Inch) zu gross für die meisten praktischen Anwendungen.

In bezug auf Fig. 5 wird ein anderes Ausführungsbeispiel der Schere gemäss Fig. 1 beschrieben. Die Schere, die mit Bezug auf die Fig. 3 beschrieben wurde, weist eine Beschichtung 14 eines nichthaftenden Materials auf, welches auf der Beschichtung 12 angeordnet ist. Es kann ein hochfrequenter Strom durch die Beschichtung 14 aus nichthaftendem Material geleitet werden, wobei die Beschichtung 14 weiter das Kleben und die Anhäufung von Blut und Gewebe auf den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Scherglieder reduziert. Passende nichthaftende Materialien für die Beschichtung 14 umfassen Fluorkohlenstoffmaterial, leitergefüllte Fluorkohlenstoffbeschichtungen oder dünne Fluorkohlenstoffbeschichtungen mit weniger als etwa 5 . 10<-><6> mm (0,0002 Inch) Dicke (welche sonst elektrisch isolierend sein können), beispielsweise Vyolex 10002, erhältlich von Du Pont.

Fig. 6 zeigt noch ein anderes Ausführungsbeispiel des bipolaren elektrochirurgischen Instrumentes gemäss der vorliegenden Erfindung. Dieses Ausführungsbeispiel ist ähnlich zu demjenigen gemäss Fig. 4, ausser dass die Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 nur mit einer Schicht 14 eines anhaftenden Materials versehen sind und die elektrisch leitende Beschichtung 12 nicht verwendet wird.

Mit Bezug auf Fig. 7 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung beschrieben. Dieses Ausführungsbeispiel ist im wesentlichen das gleiche wie dasjenige mit Bezug auf die Fig. 4 beschriebene. Dieses Ausführungsbeispiel weicht jedoch davon ab, indem anstelle der elektrisch leitenden Beschichtung 12 gemäss dem Ausführungsbeispiel der Fig. 4 eine elektrisch isolierende Schicht 15 auf den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 angeordnet ist. Die Schicht 15 ist in den Bereichen 28 und 38, welche unmittelbar den Schneidkanten 23 und 33 benachbart sind, weggelassen. Die isolierende Schicht 15 verhindert einen anderen Stromfluss zum Gewebe als denjenigen durch die Bereiche 28 und 38 benachbart den Schneidkanten 23 und 33.Demnach wird die Erwärmung des Gewebes auf den Bereich im und vorangehend dem Scherbereich lokalisiert, wobei die Joule'sche Erwärmung des Gewebes benachbart den Teilen der Aussenoberflächen der Scherglieder 21 und 31, die durch die isolierende Schicht 15 bedeckt sind, reduziert wird. Passende Materialien zur Verwendung in der isolierenden Schicht 15 umfassen Aluminiumoxid, Fluorkohlenstoff, Polyamid und Beschichtungen auf Siliziumbasis.

Mit Bezug auf die Fig. 8 wird ein Ausführungsbeispiel, welches repräsentativ für eine zweite Familie von Ausführungsbeispielen ist, und welches in Über einstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruiert ist, beschrieben, wobei ähnliche Komponenten durch mit Apostroph versehene Bezugszeichen bezeichnet werden. Bei diesem Ausführungsbeispiel, welches äusserlich der Schere gemäss Fig. 1 gleicht, werden gegenüberliegende Scherglieder 21 min und 31 min aus elektrisch isolierendem Material, beispielsweise einem Keramikmaterial, wie Zirkonoxid, oder aus Keramik, basierend auf Aluminiumoxid, gefertigt. Die äusseren Oberflächen der Glieder 21 min und 31 min , d.h., die anderen Teile als die Scheroberflächen 22 min und 32 min und Schneidkanten 23 min und 33 min , weisen eine Beschichtung 16 auf, welche ein Material hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit aufweist, d.h., Kupfer, Silber oder Nikkel. Durch die Beschichtung 16 werden gegenüberliegende Elektroden erhalten zur Leitung von hochfrequentem Strom durch das Gewebe zwischen den Beschichtungen 16 auf den äusseren Oberflächen 24 min und 34 min der Scherglieder 21 min und 31 min .Bei diesem Ausführungsbeispiel bedeckt die Beschichtung 16 den meisten Teil der äusseren Oberfläche der Scherglieder 21 min und 31 min , so dass die stromführenden Abschnitte zunächst den Schneidkanten 23 min und 33 min nicht näher als 5,1 . 10<-><5> m - 1,27 . 10<-><3> m (0,002 bis 0,050 Inch) sind, vorzugsweise 7,62 . 10<-><5> m - 1,78 . 10<-><4> m (0,003 bis 0,007 Inch). Mit der Konfiguration des Ausführungsbeispieles gemäss Fig. 8 kann mit den Schergliedern 21 min und 31 min das gewünschte isolierende Material zwischen den Elektroden erhalten werden.

Die Scheren in Übereinstimmung mit den in den Fig. 1 bis 3 und 4 illustrierten Ausführungsbeispielen wurden aus einem martensitischen rostfreien Stahlmaterial (Grade AISI 420) hergestellt. Die Scherenhälften 20 und 30 wiesen eine nominelle Länge von 0,178 m (7 Inch) auf, wobei die Scherglieder 21 und 31 sich 3,8 . 10<-><2> m (11/4 Inch) über das Befestigungselement 40 hinaus erstrecken. Die Scherglieder 21 und 31 waren 2,54 . 10<-><3> m - 7,62 . 10<-><3> m (0,1 bis 0,3 Inch) breit und 1,78 . 10<-><3> m - 2,54 . 10<-><3> m (0,07 bis 0,10 Inch) dick, wobei die kleineren Dimensionen distal vom Drehpunkt sind. Eine isolierende Beschichtung 13 wurde auf der Scheroberfläche 32 des Schergliedes 31 durch Plasmaspritzen von Aluminiumoxid bis zu einer Dikke von 7,62 . 10<-><5> m - 1,78 . 10<-><4> m (0,003 bis 0,007 Inch) aufgetragen.Die Beschichtung 13 wurde entlang der Länge des Gliedes 31, welche in Kontakt mit dem gegenüberliegenden Glied 21 steht, im vollen Bewegungsbereich aufgetragen. Unter Verwendung herkömmlicher galvanischer Techniken wurden die Aussenflächen 24 und 34 mit einer Beschichtung 12 aus einem Material mit einer hohen elektrischen und thermischen Leitfähigkeit versehen, welche Beschichtung drei Schichten umfasst: eine erste Schicht aus Kupfer, 5,1 . 10<-><5> m - 7,62 . 10<-><5> m (0,002 bis 0,003 Inch) dick, wurde auf alle Oberflächen ausser den Scheroberflächen aufgetragen; eine zweite Schicht aus Nickel, 2,54 . 10<-><7> m - 1,02 . 10<-><6> m (10 bis 40 Mikro-Inch) dick, wurde darauf auf die Kupferschicht aufgetragen; eine dritte Schicht aus Gold, 5,1 . 10<-><7> m 1,02 . 10<-><6> m (20 bis 40 Mikro-Inch) dick, wurde auf die Nickelschicht aufgetragen.

Die Nickel- und Goldschichten liefern eine oxidationsresistente schützende äussere Schicht für die thermisch und elektrisch leitende Unterschicht aus Kupfer. Die Stützglieder 25 und 35 weisen eine Beschichtung 11 aus einem isolierenden Material, mit einer Dicke von über 1,3 . 10<-><4> m (0,005 Inch) auf.

Es wurden Experimente an biologischem Gewebe und rohem Beefsteak durchgeführt, wobei eine der oben beschriebenen Scheren in Verbindung mit einer Versuchsstromversorgung verwendet wurde. Die Versuchsstromversorgung wurde bei verschiedenen ausgewählten konstanten Frequenzen im Bereich von 400 bis 800 kHz und bei ausgewählten Pegeln, welche eine im wesentlichen konstante Ausgangsspannung an den Elektroden der Schere im Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS) liefern, betrieben. Diese Stromversorgung wies eine tiefe Quellimpedanz auf und lieferte eine Wechselspannungswellenform mit einem Spitzenfaktor nahe bei 1. Die Spannungswellenform wurde bei einem im wesentlichen konstanten Pegel in dem Sinne aufrechterhalten, dass die Ausgangsspannung bei hoher Last nicht bedeutend sank.

Es wurde gefunden, dass der bevorzugte Betriebsbereich für das oben beschriebene Ausführungsbeispiel bei einer Spannung an den Elektroden des Instrumentes von 10 bis 120 Volt, vorzugsweise 30 bis 90 Volt (RMS) liegt. Das Instrument wurde befriedigend über dem oben erwähnten Bereich der Betriebsbedingungen betrieben, wobei Hämostase des Gewebes erzeugt wurde und das Gewebe mit minimaler Blutung geschnitten wurde. Die Anhäufung von koaguliertem Blut und Gewebe an der Schere war gering.

Es ist bekannt, dass Frequenzen unter 100 kHz das neuromuskuläre System des Patienten beeinträchtigen und unerwünschte Stimulation bewirken können. Der Anmelder hat beobachtet, dass Frequenzen über 800 kHz keinen Nachteil im Betrieb bewirkten und keine zusätzlichen Kosten für die Stromversorgung zur Folge hatten. Währenddem der Anmelder der Meinung ist, dass es möglich sein sollte, höhere Frequenzen bis zu 2 MHz zu verwenden, würden die Leitungsverluste im Kabel, welches das elektrochirurgische Instrument mit der Stromversorgung verbindet, die Verwendung solcher Frequenzen unzweck mässig erscheinen lassen.

Der Anmelder beobachtete, dass Spannungen (an den Elektroden) unter 10 Volt (RMS) keine genügende Joule'sche Erwärmung im Gewebe erzeugten, um Hämostase zu bewirken. Während der Stand der Technik betreffend bipolare elektrochirurgische Hämostase lehrt, dass Spannungen über 120 Volt (RMS) sehr erwünscht sind zur Erzielung von Hämostase des Gewebes, beobachtete der Anmelder, dass Spannungen über 120 Volt (RMS) örtliche Überhitzung der Elektroden und exzessive Anhäufung von Koagulum bewirkten. Über 120 Volt (RMS) erfordert schnelle Anhäufung von Koagulum, häufige Reinigung der Schere, beispielsweise nach einem oder drei Schnitten.

Der Anmelder beobachtete, dass mit der Vorrichtung gemäss Fig. 4, welche eine Beschichtung 13 nur auf einer Scherfläche besitzt, dieselbe Wirksamkeit erhalten werden kann, wie mit Vorrichtungen, welche Isolationsschichten auf beiden Scheroberflächen aufweisen (wenn unter den gleichen Bedingungen betrieben). Für beide Ausführungsbeispiele ist der Betrag der Erwärmung und der Tiefe der Hämostase auf beiden Seiten des geschnittenen Gewebes im wesentlichen gleich. Es wird natürlich vom Fachmann verstanden, dass die Verwendung eines Spannungspegels grösser als die oben erwähnten Bereiche passend sein könnte zur Erzeugung von Hämostase in Gewebe mit höherer Impedanz.

Die Schere gemäss der vorliegenden Erfindung kann beispielsweise auch für stumpfe Austrennung verwendet werden, durch Spreizung der Schere, wenn sie in das Gewebe während dem Hochheben eines Hautlappens vorwärtsbewegt wird. Für solch ein Ausführungsbeispiel werden die stumpfen Spitzen der Schere ausgebildet, um Hämostase während dem stumpfen Austrennungsverfahren zu erzeugen.

In einem solchen Verfahren ist die Schere geschlossen, wenn sie eingeführt und dann allmählich geöffnet wird, wobei bewirkt wird, dass der Strom ausserhalb des Schneidpunktes durchfliesst, so dass das ausgetrennte Gewebe hämostatisch getrennt wird.

Die verschiedenen hier beschriebenen Ausführungsbeispiele sind zum Zwecke der Veranschaulichung und nicht der Beschränkung angeführt, da die vorliegende Erfindung mit chirurgischen scherenähnlichen Instrumenten irgend eines Typs oder Grösse mit zwei in bezug aufeinander bewegbare Scherglieder ausgeführt werden kann. Instrumente, welche entsprechend der vorliegenden Erfindung konstruiert sind, können angepasst werden zum Schneiden von Oberflächengewebe, tiefem Gewebe und innerem Gewebe, Gefässen und Kapillaren oder Organen, was beispielsweise in der Mikrochirurgie, Makrochirurgie, Laparoskopie und anderen chirurgischen Verfahren Verwendung findet.

Natürlich wird es für einen Fachmann klar sein, dass die oben beschriebenen Schritte a und d durch eine vorher beschriebene Vorrichtung kombiniert werden können. Der Betrieb der Vorrichtung im Bereich von 30 bis 90 Volt (RMS) ist in vielen Fällen wünschenswert, abhängig von der Impedanz des Gewebes, auf welches während dem chirurgischen Verfahren getroffen wird.

Die Verwendung einer Stromversorgung mit einem wählbaren, im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegel, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, erzeugt genügend Leistung, um wirkungsvolle Hämostase zu erzeugen. Die Verwendung von konstanten Ausgangsspannungspegeln, die tiefer sind als diejenigen, die im allgemeinen in vorher bekannten elektrochirurgischen Instrumenten verwendet wurden, reduziert die Leistung, welche den Elektroden zugeführt wird, wenn Sie nicht in Kontakt mit dem Gewebe sind, d.h., bei einer offenen Leitung und reduziert die Wahrscheinlichkeit der Erzeugung eines Strombogens, wenn die Elektroden in Kontakt mit dem Gewebe gebracht werden.

Die Verwendung eines Ausgangsspannungspegels, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, hindert einen übermässigen Stromfluss durch das Gewebe, da der Gewebewiderstand während der Austrocknung ansteigt. Folglich kann die Tiefe der Hämostase, die im Gewebe erhalten wird, genauer kontrolliert werden und örtliches Überhitzen der Elektroden besser vermieden werden. Reduziertes örtliches Erhitzen der Elektroden verhindert Anhäufung von Koagulum, welches eine wirkungsvolle Hämostase beeinträchtigt, und die Manövrierbarkeit des Instrumentes hindern könnte.

Der Fachmann sieht ein, dass die vorliegende Erfindung durch andere als die beschriebenen Ausführungsbeispiele realisiert werden kann und dass die vorliegende Erfindung nur durch die folgenden Patentansprüche beschränkt ist.

Claims (25)

1. Vorrichtung zum hämostatischen Schneiden von Gewebe, wobei die Vorrichtung ein erstes Trägerglied (25) umfasst, welches ein erstes Scherglied (21), eine erste Scheroberfläche (22) und eine erste Schneidkante (23) aufweist; ein zweites Trägerglied (35) umfasst mit einem zweiten Scherglied (31), welches eine zweite Scheroberfläche (32) und eine zweite Schneidkante (33) aufweist; und Verbindungsmittel (40) vorhanden sind zum drehbaren Zusammenverbinden der ersten (21) und zweiten (31) Scherglieder, so dass die ersten (22) und zweiten (32) Scheroberflächen einander gegenüberliegen und die erste Schneidkante (23) in Kontakt mit der zweiten Schneidkante (33) steht, wenn sich das erste Scherglied (21) relativ zum zweiten Scherglied (31) in einer scherenähnlichen Bewegung verdreht, wobei die Verbindungsmittel (40) ein elektrisch isolierendes Material umfassen, welches das erste Scherglied (21) vom zweiten Scherglied (31) bei den Verbindungsmitteln (40) elektrisch isoliert; dadurch gekennzeichnet, dass das erste Scherglied (21) eine Zusammensetzung aus einem elektrisch leitenden Material und einer Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material umfasst, welche im wesentlichen über die ganze Länge des ersten Schergliedes (21) angeordnet ist, um die ersten (21) und zweiten (31) Scherglieder voneinander entlang ihrer respektiven Längen elektrisch zu isolieren, wenn die ersten (23) und zweiten (33) Schneidkanten einander kontaktieren.

2. Vorrichtung nach Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Schergliedes (21) im wesentlichen die ganze erste Schneidkante (23) und erste Scheroberfläche (22) bildet.

3.Vorrichtung nach Patentanspruch 2, dadurch gekennzeichnet dass die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material eine Härte aufweist, die grösser ist als die Härte der zweiten Schneidkante (33) und der zweiten Scheroberfläche (32).

4. Vorrichtung nach Patentanspruch 1 oder 2, wobei die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Schergliedes (21) eine Dicke in einem Bereich von 0,050-1,270 mm (0,002-0,050 Inches) aufweist.

5. Vorrichtung nach Patentanspruch 4, wobei die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Schergliedes (21) eine Dicke im Bereich von 0,076-0,178 mm (0,003-0,007 Inches) aufweist.

6.Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 1 bis 5, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Dicke aufweist und weiter dadurch gekennzeichnet ist, dass das zweite Scherglied (31) eine Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material umfasst, welche eine zweite Dicke aufweist und die Summe der ersten und zweiten Dicke in einem Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002-0,050 Inches) ausgewählt ist.

7.Vorrichtung nach Patentanspruch 1, wobei das erste Scherglied (21) einen Teil aufweist, welcher eine erste Elektrode (28) definiert, die sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (23) erstreckt, weiter dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Scherglied (31) eine Zusammensetzung aus einem elektrisch leitenden Material und einer Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material umfasst, wobei das zweite Schergleid einen Teil aufweist, der eine zweite Elektrode (38) definiert, welche sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (33) erstreckt; wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) die erste Elektrode (28) elektrisch von der zweiten Elektrode (38) isolieren, wenn die ersten (23) und zweiten (33) Schneidkanten in Kontakt miteinander sind.

8.Vorrichtung nach Patentanspruch 7, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine Dicke aufweist, die im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002-0,050 Inches) ausgewählt ist.

9. Vorrichtung nach Patentanspruch 7, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Dicke und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) eine zweite Dicke aufweist und die Summe der ersten und zweiten Dicke in einem Bereich von 0,050-1,270 mm (0,002-0,050 Inches) ausgewählt ist.

10. Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 6 bis 9, weiter dadurch gekennzeichnet, dass die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Härte aufweist und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) eine zweite Härte, verschieden von der ersten Härte, aufweist.

11.Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass sie weiter eine Schicht (12) aus Material umfasst, welches eine hohe elektrische und thermische Leitfähigkeit aufweist, und auf mindestens einem der ersten (21) und zweiten (31) Scherglieder angeordnet ist.

12. Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass sie weiter eine Schicht (14) aus elektrisch leitendem, nicht haftendem Material umfasst, welche auf mindestens einem der ersten (21) und zweiten (31) Scherglieder angeordnet ist.

13.Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 1 bis 12, wobei das erste Scherglied (21) weiter eine erste Scherenhälfte (20) umfasst und das zweite Scherglied (31) weiter eine zweite Scherenhälfte (30) umfasst, die ersten (20) und zweiten (30) Scherenhälften mit dem Verbindungsmittel (40) zusammenwirken und die ersten (20) und zweiten (30) Scherenhälften eine Schicht (11) aus elektrisch isolierendem Material aufweisen, welche auf diesen angeordnet ist.

14.Anlage zum hämostatischen Schneiden von Gewebe, enthaltend eine Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 7 bis 13, und eine Stromversorgung (110), welche eine hochfrequente Wechselstromwellenform liefert, wobei die Stromversorgung einen auswählbaren, im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegel aufweist, der unabhängig von der Lastimpedanz ist und Mittel (27, 37) zum elektrischen Verbindung der Stromversorgung (110) mit den ersten (28) und zweiten (38) Elektroden vorhanden sind.

15. Vorrichtung nach Patentanspruch 14, wobei der im wesentlichen konstante Ausgangsspannungspegel der Stromversorgung (110) auswählbar ist, um eine Spannung über den ersten und zweiten Elektroden im Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS) zu erzeugen.

16. Vorrichtung nach Patentanspruch 14 oder 15, wobei die Stromversorgung (110) eine Spannungswellenform erzeugt, welche einen Spitzenfaktor nahe bei 1 aufweist.

17. Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 14 bis 16, wobei die Stromversorgung (110) eine Wechselspannungswellenform erzeugt, mit einer Frequenz, ausgewählt aus dem Bereich von 100 kHz bis 2 MHz.

18.Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 1 bis 17 zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe, wobei das erste Scherglied (21) ein erstes Klingenglied umfasst mit einem Teil, welcher die erste Scheroberfläche (22) definiert, wobei die erste Schneidkante (23) eine Länge aufweist und eine erste Elektrode (28) sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (23) erstreckt; und das zweite Scherglied (31) ein zweites Klingenglied umfasst, welches einen Teil aufweist, welcher die zweite Scheroberfläche (32) definiert, die zweite Schneidkante (33) eine Länge aufweist und eine zweite Elektrode (38) sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (33) erstreckt; das elektrisch leitende Material der Zusammensetzung des ersten Klingengliedes die erste Elektrode (28) bildet; und das zweite Klingenglied ein elektrisch leitendes Material umfasst; wobei die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Klingengliedes die erste Elektrode (28) von der zweiten Elektrode (38) elektrisch isoliert, wenn die ersten (23) und zweiten (33) Schneidkanten in Kontakt miteinander stehen.

19. Vorrichtung zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe, wobei die Vorrichtung ein erstes Klingenglied (211) umfasst, welches einen Teil aufweist, der eine erste Scheroberfläche (221) definiert, eine erste Schneidkante (231), eine Länge aufweist, eine erste Aussenoberfläche (241) und eine erste Elektrode sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (231) erstrecken; ein zweites Klingenglied (311) einen Teil aufweist, der eine zweite Scheroberfläche (321) definiert, eine zweite Schneidkante (331) eine Länge aufweist, eine zweite Aussenoberfläche (341) und eine zweite Elektrode sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (331) erstrecken; Verbindungsmittel zum drehbaren Verbinden des ersten (21 min ) und zweiten (31 min ) Klingengliedes zusammen, so dass die ersten (22 min ) und zweiten (32 min ) Scherflächen sich gegenüberliegen und die erste Schneidkante (23 min ) in Kontakt mit der zweiten Schneidkante (33 min ) steht, wenn das erste Klingenglied (21 min ) sich relativ zum zweiten Klingenglied (31 min ) in einer scherenähnlichen Bewegung dreht; dadurch gekennzeichnet, dass das erste Klingenglied (21 min ) ein elektrisch isolierendes Material (21 min ) umfasst und die erste Elektrode eine erste Schicht (16) aus elektrisch leitendem Material, angeordnet auf der ersten Aussenoberfläche (24 min ) umfasst; und das zweite Klingenglied (31 min ) ein elektrisch isolierendes Material (31 min ) umfasst und die zweite Elektrode eine zweite Schicht (16) aus elektrisch leitendem Material, angeordnet aus elektrisch leitendem Material, angeordnet auf der zweiten Aussenoberfläche (34 min ) umfasst; wobei das elektrisch isolierende Material des ersten Klingengliedes (21 min ) und das elektrisch isolierende Material des zweiten Klingengliedes (31 min ), die erste Elektrode von der zweiten Elektrode isolieren, wenn die ersten (23 min ) und zweiten (33 min ) Schneidkanten in Kontakt miteinander stehen.

20.Vorrichtung nach Patentanspruch 19, weiter umfassend eine Schicht aus einem elektrisch isolierenden Material, welche auf jedem der ersten (16) und zweiten (16) Schichten aus elektrisch leitendem Material angeordnet sind, ausser für ein erstes Gebiet in der Nähe der ersten Schneidkante (23) und ein zweites Gebiet in der Nähe der zweiten Schneidkante (33).

21. Vorrichtung nach Patentanspruch 19 oder 20, weiter umfassend eine Schicht aus einem elektrisch leitenden, nicht haftenden Material, welches den ersten (16) und zweiten (16) Schichten aus elektrisch leitendem Material überlagert ist.

22. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 21, wobei die erste und zweite Elektrode mit Abstand voneinander angeordnet sind, wenn die erste Schneidkante (23) in Kontakt mit der zweiten Schneidkante (33) steht, in einer Distanz in einem Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002-0,050 Inches).

23.Anlage zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe, enthaltend eine Vorrichtung nach einem der Patentansprüche 19 bis 22, und eine Stromversorgung (110), welche eine hochfrequente Wechselstromwellenform erzeugt, wobei die Stromversorgung (110) einen auswählbaren, im wesentlichen konstanten Spannungspegelausgang aufweist, der unabhängig von der Lastimpedanz ist und mit Mitteln (27, 37) zum elektrischen Verbinden der Stromversorgung (110) mit den ersten und zweiten Elektroden.

24. Vorrichtung nach Patentanspruch 23, wobei der im wesentlichen konstante Spannungspegelausgang der Stromversorgung (110) auswählbar ist, um eine Spannung über der ersten und zweiten Elektrode im einem Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS) zu erzeugen.

25. Vorrichtung nach Patentanspruch 23 oder 24, wobei die Stromversorgung (110) eine Wechselspannungswellenform erzeugt, mit einer Frequenz, ausgewählt in einem Bereich von 100 kHz bis 2 MHz.