DE3710489A1

DE3710489A1 - Vorrichtung zur elektrochirurgischen koagulation und desikkation und elektrochirurgievorrichtung

Info

Publication number: DE3710489A1
Application number: DE19873710489
Authority: DE
Inventors: Francis T Macgreevy; Carol Bertrand; Karl W Hahn
Original assignee: CR Bard Inc
Current assignee: Birtcher Medical Systems Inc
Priority date: 1986-04-08
Filing date: 1987-03-30
Publication date: 1987-11-05
Anticipated expiration: 2007-03-31
Also published as: DE3710489C2; GB2188845A; GB8705485D0; GB2188845B; JPH064076B2; JP2934616B2; JPH10151142A; JP2934615B2; US4781175A; JPS62240043A; JPH10151141A

Description

Die Erfindung bezieht sich auf die Elektrochirurgie und be trifft insbesondere eine neue und verbesserte elektrochirurgi sche Vorrichtung zum Erzielen von Koagulation oder eines hämo statischen (blutstillenden) Effekts, d.h. Fulguration und Desikkation, durch Leiten von elektrischer Hochfrequenz (HF)- Energie über einen elektrisch leitenden Inertgasstrom zu dem Gewebe. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine elektrochirurgische Fulgurationslichtbogenvorrichtung zum Erzeu gen eines Schorfs und von Gewebeeffekten, die eine wesent lich verbesserte Möglichkeit zur Koagulation bieten. Weiter betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur elektrochirurgischen Desik kation ohne Lichtbogen durch Zufuhr von elektrischer Energie zu dem Gewebe, um überlegene thermische Austrocknungseffekte zu erzielen.

Die Elektrochirurgie beinhaltet die Beaufschlagung von Gewebe mit elektrischer HF-Energie. Die elektrische Energie stammt aus einem Elektrochirurgiegenerator und wird dem Gewebe durch eine aktive Elektrode zugeführt. Die aktive Elektrode hat ty pisch einen kleinen Querschnitt oder einen begrenzten Flä cheninhalt, um die elektrische Energie an der Operationsstel le zu konzentrieren. Eine inaktive Rückleitelektrode oder Patientenplatte berührt den Patienten an einer von der Opera tionsstelle entfernten Stelle, um den Stromkreis über das Ge webe zu dem Elektrochirurgiegenerator zu schließen. Die Pa tientenplatte hat eine relativ beträchtliche Größe, um zer störerische Energiekonzentrationen zu vermeiden. Alternativ können zwei aktive Elektroden in einer "bipolaren" Technik be nutzt werden, bei der die Elektrochirurgieenergie direkt zwi schen den beiden Elektroden durch das Gewebe fließt und sich die elektrochirurgischen Wirkungen auf das Gewebe beschrän ken, das sich direkt zwischen den beiden engen gegenseitigen Abstand aufweisenden Elektroden befindet.

Eine Vielfalt von unterschiedlichen elektrochirurgischen Wir kungen kann erzielt werden, und zwar hauptsächlich in Abhän gigkeit von den Kenngrößen der elektrischen Energie, welche der Elektrochirurgiegenerator liefert. Unter den Wirkungen gibt es eine reine Schneidwirkung, eine kombinierte Schneid- und blutstillende Wirkung, eine Fulgurationswirkung und eine Desikkationswirkung. Desikkation und Fulguration werden übli cherweise gemeinsam als Koagulation bezeichnet. Viele her kömmliche Elektrochirurgiegeneratoren bieten die Möglichkeit, die Energieabgabekenngrößen wahlweise zu verändern und so die erzeugten elektrochirurgischen Wirkungen zu verändern.

Zufriedenstellende Fulgurationswirkungen sind besonders schwierig erzielbar. Einige Chirurgen bevorzugen die Verwen dung der älteren Funkenstreckengeneratoren, der sogenannten "Bovie"-Vorrichtungen, zur Fulguration, wogegen andere Chirur gen modernere Elektrochirurgiegeneratoren zum Schneiden oder Schneiden mit Blutstillung benutzen. Tatsächlich sind die Funkenstrecken-Elektrochirurgiegeneratoren der Standard ge wesen, an welchem moderne elektronische Elektrochirurgiege neratoren hinsichtlich der Erzielung zufriedenstellender Ful gurationswirkungen gemessen worden sind. Ein moderner Elektro chirurgiegenerator, mit dem im Vergleich sowohl zu Funken strecken- als auch zu den älteren elektronischen Elektrochi rurgiegeneratoren wesentlich verbesserte Fulgurationswirkungen erzielt werden, ist in der US-PS 44 29 694 beschrieben. Trotz der verfügbaren Verbesserungen bei der Fulguration bleiben ge wisse Nachteile, für die es bislang keine zufriedenstellenden Alternativen gegeben hat.

Die herkömmliche Fulguration ist durch einen elektrischen Lichtbogen durch die Luft von verschiedenen Stellen an der Metalloberfläche der aktiven Elektrode aus gekennzeichnet, wo bei die Lichtbögen das Gewebe auf etwas regellose, nicht vor hersagbare Weise berühren. In vielen Fällen verlassen die Lichtbögen die aktive Elektrode auf einer Anfangsbahn, auf der sie sich von dem Gewebe wegbewegen, bevor sie tatsächlich um biegen und auf die Gewebeoberfläche auftreffen. Das Ergebnis ist eine ungleichmäßige, regellos konzentrierte oder verteilte Zufuhr der Lichtbogenenergie. Ein ungleichmäßiger Schorf mit variablen Eigenschaften wird auf der Oberfläche des Gewebes erzeugt, wie es der Schorf veranschaulicht, der in den Fig. 1, 2, 3A und 3B gezeigt ist. Die Eigenschaften des bekannten Schorfs sind als Teil der vorliegenden Erfindung untersucht worden. Obgleich derartige Eigenschaften für eine beträcht liche Zeit wahrscheinlich existiert haben und deshalb Stand der Technik sind, hat die Entwicklung der vorliegenden Erfin dung zu einem Ergebnis geführt, von dem angenommen wird, daß es das erste relativ vollständige Verständnis des bekannten Schorfs und der praktischen Koagulations- oder Blutstillwir kungen desselben darstellt.

Die regellose Zufuhr der Lichtbogenenergie erzeugt Löcher, die im Durchmesser (oder in der Querschnittsgröße) sowie in der Tiefe beträchtlich ungleich sind, was die Fig. 1, 2, 3A und 3B zeigen. Die größeren, tieferen Löcher werden durch wie derholte Lichtbögen gebildet, welche das Gewebe ungefähr an derselben Stelle berühren. Die kleineren Lichtbogenlöcher sind auch in dem Gewebe vorhanden, aber sie sind um die größeren Lichtbogenlöcher ungleichmäßig verteilt. Die kleineren Löcher werden durch einzelne individuelle Lichtbögen oder durch den weniger wiederholten Lichtbogen zu dem Gewebe an derselben Stelle erzeugt. Die kleineren Lichtbogenlöcher haben einen relativ kleinen Durchmesser oder Querschnitt und eine rela tiv geringe Tiefe im Vergleich zu den größeren Lichtbogenlö chern. Beträchtliche Abweichungen in der Querschnittsgröße und in der Tiefe treten zwischen den großen und den kleinen Lichtbogenlöchern auf. Beträchtliche Abweichungen existieren im Abstand und in den Gewebemengen zwischen den großen und kleinen Lichtbogenlöchern, was die beträchtlichen Abweichun gen in der Oberflächenverteilung der Löcher verursacht.

Thermische Nekrose (Gewebstod) tritt in dem Gewebe zwischen den Lichtbogenlöchern auf. Der Grad der thermischen Nekrose variiert zwischen totaler Verkohlung zwischen den engeren Ab stand aufweisenden größeren Löchern und Nekrose ohne Verbren nung oder Verkohlung zwischen den größeren Abstand aufweisen den kleineren Lichtbogenlöchern.

Der erzeugte Schorf hat zwei verschiedene Schichten oberhalb des unbeeinflußten, lebensfähigen Gewebes. Ein Lichtbogenloch- Reticulum (Geflecht) des Gewebes, das Nekrose ausgesetzt ist, wird durch das Muster der Lichtbogenlöcher erzeugt, und die ses Lichtbogenloch-Reticulum erstreckt sich bis in eine in den Fig. 3A und 3B mit der Bezugszahl 30 bezeichnete Tiefe oder Schicht. Das Lichtbogenloch-Reticulum 30 erstreckt sich in den Bereichen der tieferen Lichtbogenlöcher bis in größere Tiefen und in den Bereichen der seichteren Lichtbogenlöcher bis in wesentlich seichtere Tiefen. Aufgrund der regellosen Verteilung und Tiefe der Lichtbogenlöcher ist das Lichtbogen loch-Reticulum in der Tiefe relativ ungleichmäßig. Beträcht liche Variationen in der Tiefe der Lichtbogenloch-Reticulum schicht sind typisch. Eine Schicht 32 thermisch ausgetrockne ten Gewebes befindet sich unter der Lichtbogenloch-Reticulum schicht 30. Gewebenekrose in der Schicht 32 tritt als Ergebnis von Desikkation aufgrund der Stromwärmeeffekte der von den Lichtbögen ausgehenden elektrischen Energie auf. Die Desikka tionsschicht 32 ist hinsichtlich Tiefe und Lage ebenfalls un gleichmäßig, und zwar aufgrund der ungleichförmigen Beauf schlagung mit der Lichtbogenenergie über der Lichtbogenloch- Reticulumschicht 30. Beträchtliche Variationen in den Tiefen der Desikkationsschicht sind ebenfalls typisch.

Über einem gegebenen Gewebebereich werden manche Stellen, beispielsweise die auf der rechten Seite in Fig. 3A gezeig ten, durch die Lichtbogenenergie nur mäßig beeinflußt. Es er geben sich ein dünnes Lichtbogenlochreticulum und eine dünne Desikkationsschicht. In anderen Bereichen, wie beispielsweise den auf der linken Seite in Fig. 3B gezeigten, wird ein rela tiv dicker Schorf gebildet. Sehr dicke verkohlte Schorfe sind zerbrechlich und neigen zum Reißen, wenn sie gebogen werden, was üblicherweise zu erneutem Bluten aus dem unbeeinflußten Gewebe an einer Stelle 34 unter der Desikkationsschicht führt. Dünne Schorfe sind biegsamer und deshalb erwünschter, es ist bislang aber schwierig gewesen, ausreichende Koagulations wirkungen von dünnen Schorfen aus zu erzielen.

Ursachen des ungleichmäßigen Schorfs, der durch die bekannten Fulgurationsvorrichtungen erzeugt wird, sind nicht mit Gewißheit bekannt, zahlreiche Faktoren spielen aber theoretisch eine Rolle. Einer der bedeutsameren Faktoren sind wahrscheinlich Änderungen in der Impedanz in der Lichtbogenbahn zwischen der aktiven Elektrode und dem Gewebe. Impedanzänderungen kön nen aus Variationen in der Strecke resultieren, über die sich die Lichtbögen durch die Luft bewegen, und zwar aufgrund von Änderungen im Ionisationspotential zwischen der aktiven Elek trode und dem Gewebe. Dem Chirurgen ist es praktisch unmög lich, die aktive Elektrode in gleicher Entfernung von dem Ge webe zu halten, insbesondere wenn das Gewebe sich aufgrund von Pulsation oder aufgrund von Faltenbildung und Schwellung als Ergebnis der Zufuhr der elektrischen Energie bewegt. Der Licht bogen von regellosen Stellen an der aktiven Elektrode aus er zeugt auch unterschiedlich lange Lichtbogenbahnen und daher unterschiedliche Impedanzen. Die kombinierte Impedanz des Ge webes und des Schorfs ändert sich mit der Zufuhr von elektri scher Energie. Das Verdampfen der Zellen und die Verdunstung der Feuchtigkeit in den Zellen ändern die relative Impedanz örtlich von einem Punkt zum anderen auf der Oberfläche des Ge webes. Die Bildung des verbrannten oder verkohlten Materials beeinflußt ebenfalls die Lichtbogenwege und fördert die Ge legenheit, daß anschließende Lichtbögen an derselben Stelle zum Gewebe zurückkehren und dadurch das bereits vorhandene Lichtbogenloch vergrößern und noch weitere Verbrennung hervor rufen.

Ein weiteres Problem bei der herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung be steht darin, daß es schwierig, wenn nicht gar unmöglich ist, eine wirksame Fulguration an Gefäß- oder schwammigem Gewebe, beispielsweise der Leber oder der Milz, oder an anderen Geweben zu erzielen, bei denen die Tendenz besteht, daß Blut ständig aus dem äußerst entwickelten Gefäßnetzwerk innerhalb des Ge webes über die Oberfläche sickert. Oft wird nur die Oberfläche des sickernden Blutes koaguliert, ohne daß bis zu der Oberfläche des Gewebes unter der Blutschicht vorgedrungen wird. Eine ober flächliche geronnene Masse ergibt sich an der Oberfläche des Blutes, aber diese geronnene Masse löst sich schnell ab, was zu nur vorübergehender Blutstillung führt. Selbstverständlich geht das Bluten weiter, wenn sich die vorübergehende geronnene Masse ablöst. Selbst wenn eine Koagulationswirkung an der Gewebeober fläche erzeugt werden kann, wird diese durch die Lichtbögen leicht zerstört oder perforiert, welche zu denselben Stellen zurückkehren und die längeren, tieferen Lichtbogenlöcher verur sachen. Die tieferen Lichtbogenlöcher perforieren den Schorf und erstrecken sich bis in das lebensfähige Gewebe unterhalb des Schorfs, so daß ein Weg für fortgesetztes Bluten geschaffen wird. Die Wärme, die durch die Lichtbögen erzeugt wird, verursacht Sieden der Feuchtigkeit unterhalb des Schorfs, und der Druck des sich ergebenden Dampfes kann ebenfalls den Schorf zerreißen und das Bluten wieder einleiten.

Außer den Gewebenachteilen bei Verwendung der herkömmlichen elektrochirurgi schen Fulgurationsvorrichtung existieren gewisse andere praktische Pro bleme. Die Lichtbogenbildung von der aktiven Elektrode aus vergrößert schnell die Temperatur der aktiven Elektrode. Die Elektrodenerwärmung ist für eine Anzahl von Problemen verant wortlich. Wenn die erhitzte aktive Elektrode das Gewebe be rührt, was unvermeidlich der Fall sein wird, oder wenn die aktive Elektrode in Flüssigkeit, wie beispielsweise Blut, ein getaucht wird, werden Proteine aus dem Gewebe oder dem Blut denaturiert und kleben an der aktiven Oberfläche der Elektrode. Das Aufbauen von verbranntem Material an der Elektrode erzeugt später eine ausreichend hohe Impedanz, so daß eine ausreichen de Leistung nicht länger zugeführt werden kann. Der Chirurg muß ständig die Elektrode durch Abwischen oder Abschaben des ver brannten Materials reinigen, was die Operation unterbricht, den Chirurg von ihr ablenkt und die Operation verlängert. Frisch er zeugte Schorfe können bei dem Versuch, eine klebende Elektrode von der Gewebeoberfläche zu lösen, losgerissen werden. Die re gellose Ansammlung von verbranntem Material an der aktiven Elektrode erzeugt eine regellosere Zufuhr der Lichtbogenenergie, wodurch das regellose Zufuhrmuster noch weiter gesteigert wird. Wegen der Variabilität der Impedanz des verbrannten Materials ist eine gleichmäßige Energiezufuhr schwierig oder unmöglich. Das Ansammeln des verbrannten Materials kann dem Chirurg den Blick auf die Operationsstelle verstellen. Die Temperatur der aktiven Elektrode kann ausreichend hohe Werte erreichen, um schmelzflüssiges Metall aus der Elektrode in den Patienten zu übertragen, wodurch fragwürdige Wirkungen erzeugt werden. Weil die Elektrode das Gewebe berührt, besteht die Gefahr einer ge genseitigen Verunreinigung zwischen lebensfähigen Geweben und toten Geweben. Obgleich die klinischen Probleme, die mit der gegenseitigen Verunreinigung verbunden sind, gegenwärtig noch nicht völlig verstanden werden, liegen die Vorteile des Elimi nierens der genannten Möglichkeit auf der Hand. Eine beträcht liche Rauchfahne ergibt sich ebenfalls durch das Verbrennen von Gewebe, und zwar wegen der umgebenden Luft, in der die elektro chirugische Operation stattfindet. Die Rauchfahne erzeugt nicht nur giftige Dämpfe, sondern es können auch Teilchen in der Rauchfahne, die von verbrennendem Gewebe herrührt, gefährliche Chemikalien, Viren, Bakterien, Tumor bildende Zellen und andere Gefahren enthalten. Selbstverständlich birgt die Sauerstoffum gebung, in der die Elektrochirurgievorrichtung herkömmlicherweise be nutzt wird, die Gefahr in sich, daß Papierlaken, chirugische Schwämme und dgl. in Brand gesetzt werden.

Einige der typischen Probleme, die mit dem Erzeugen und Zufüh ren der Lichtbögen bei der herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung ver bunden sind, können verbessert werden, indem die Betriebs- und andere Kenngrößen des Elektrochirurgiegenerators optimiert wer den. Die US-PS 4 429 694 beschreibt einen verbesserten Elektro chirurgiegenerator, der einige der beschriebenen Nachteile während der Fulguration verringert. Durch die herkömmliche elektrochirurgische Ausrüstung können jedoch viele der Nachteile nicht vermieden und viele der Kenngrößen nicht ver bessert werden, und zwar wegen der Beschränkungen, die der Elektrochirurgie innewohnen.

Die herkömmliche Vorrichtung zum Erzielen von thermischer Desik kation unter Verwendung eines herkömmlichen Elektrochirurgie generators führt elektrische Energie von einer ebenen Oberfläche der aktiven Elektrode aus zu, welche mit dem Gewebe in Kontakt gebracht wird. Eine elektrische Widerstands heizwirkung wird durch den Strom erzeugt, der von der aktiven Elektrode aus in das Gewebe fließt. Weil die aktive Elektrode die Gewebeoberfläche auf einer relativ großen Fläche berührt, ist das Auftreten von Lichtbogenbildung nicht beabsichtigt. Zum Ausbreiten der Wirkung der thermischen Desikkation über eine größere Fläche wird die aktive Elektrode von Stelle zu Stelle bewegt. Es ist sehr schwierig, einen Energiewert zuzuführen, durch den thermische Desikkation erzielt wird, der aber nicht bewirkt, daß das Gewebe an der ebenen Oberfläche der aktiven Elektrode klebt oder daß Lichtbogenbildung von der aktiven Elek trode aus zu den nichtberührten Oberflächen stattfindet. Die thermischen Desikkationswirkungen sind ungleichmäßig verteilt, weil die aktive Elektrode von Stelle zu Stelle bewegt wird. Das Überlappen der Energiezufuhrstellen kann die Wahrscheinlichkeit steigern, daß das Gewebe kleben bleibt, und die Auswirkungen variabler Tiefe vergrößern. Selbstverständlich ist das Bewegen der aktiven Elektrode von Stelle zu Stelle sehr zeitraubend bei einer Operation, wo Zeit sehr wichtig oder kritisch ist.

Die bekannte Desikkationsvorrichtung kann nur angewandt werden, um Oberflächendesikkationswirkungen hervorzurufen. Weiter haben die Unmöglichkeit der genauen Steuerung der zugeführten Leistung, die Gewebeklebwirkungen und dgl. die Anwendung der Elektro chirurgievorrichtung bei sehr dünnem, zerbrechlichen Gewebe, wie beispielsweise dem Gekröse, verhindert.

Vor diesem kurz beschriebenen Hintergrund der bestehenden Nach teile und Probleme der bekannten Elektrochirurgievorrichtungen können die Vorteile und Verbesserungen der Erfindung besser ab geschätzt werden.

Die elektrochirurgische Vorrichtung zum Erzielen von Koagula tion gemäß der Erfindung leitet ein vorbestimmtes ionisierbares Gas in einem gerichteten oder insgesamt lami naren Strahl zu dem Gewebe mit einer vorbestimmten Strömungs geschwindigkeit, die ausreicht, um natürliche Flüssigkeiten von dem Gewebe zu entfernen und das darunterliegende Gewebe im wesentlichen freizulegen, und leitet gleichzeitig elek trische Energie in einem vorbestimmten primären HF-Bereich in dem Gasstrahl über ionisierte, elektrisch leitende Wege. Zum Erzielen von Fulguration wird die elektrische Energie in Form von Lichtbögen auf den ionisierten Wegen geleitet. Zum Erzielen von Desikkation wird die elektrische Energie auf den ionisierten Wegen als keinen Lichtbogen bildender, diffuser Strom geleitet.

Der Schorf, der aus der Fulguration resultiert, ist im Vergleich zu dem Schorf wesentlich verbessert, der durch die typische be kannte elektrochirurgische Fulgurationsvorrichtung erzeugt wird und dieselbe Blutstill- oder Koagulationswirkung ergibt. Der Fulgurations schorf, der durch die Erfindung erzeugt wird, ist durch ein äußeres, eine insgesamt gleichmäßige Tiefe aufweisendes Reti culum von mittels Lichtbogen erzeugten Löchern gekennzeichnet, die das Gewebe von einer Oberfläche des Schorfs aus durchdrin gen; Lichtbogenlöcher, die eine geringere Größe haben, in größerer Anzahl vorhanden sind, eine vergleichbarere oder gleichmäßige Querschnittsgröße haben und über der Oberfläche des Schorfs wesentlich gleichmäßiger räumlich verteilt sind; und eine größere Wanddicke des Gewebes zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern, die Biegsamkeit ohne Rißbildung ergibt. Unter dem Lichtbogenlochreticulum existiert eine thermisch ausge trocknete Schicht insgesamt gleichermäßiger Tiefe, die das Lichtbogenlochreticulum von unbeeinflußtem Gewebe trennt. Die thermische Desikkations- oder Austrocknungsschicht des Fulgu rationsschorfs, die aufgrund der Erfindung verfügbar ist, ist auch im Vergleich zu der thermischen Desikkationsschicht eines Schorfs, der durch bekannte Fulgurationsvorrichtungen erzeugt wird, in der Tiefe seichter. Darüber hinaus ist der Fulgurationsschorf, der durch die Erfindung erzeugt wird, weiter praktisch durch das Nichtvorhandensein von Verbrennung und Verkohlung in dem Lichtbogenlochreticulum gekennzeichnet.

Die eine kleinere Größe aufweisenden, seichteren, gleichmäßiger verteilten Lichtbogenlöcher aktivieren wirksam die Koagulation in dem Blut und ergeben die notwendige Reticulumstruktur zum Abstützen der geronnenen Masse. Die geringere Tiefe sowohl des Lichtbogenlochreticulums als auch der thermischen Desikkations schicht ergeben größere Biegsamkeit und Nachgiebigkeit des Schorfs und eine vergleichbare Verringerung der Möglichkeit einer Rißbildung, die zu erneutem Bluten führen würde. Die gleichmäßigere Tiefe des Fulgurationsschorfs ergibt außerdem effektivere Koagulations- und Gewebewirkungen über der Ober fläche des Gewebes. Die geringere Tiefe des Fulgurationsschorfs, die sich durch die Anwendung der Erfindung ergibt, verursacht weniger Gewebezerstörung und gewährleistet trotzdem das Erzielen einer besseren Koagulation.

Die Desikkationskoagulationsvorrichtung nach der Erfindung ergibt eine gänzlich neue elektrochirurgische Wirkung und führt zur Erzeugung eines Desikkationsschorfs, der durch eine einzel ne Gewebeschicht gekennzeichnet ist, welche thermischer Nekrose und Desikkation bis zu dem Ausmaß ausgesetzt worden ist, wo sie das darunterliegende unbeeinflußte Gewebe im wesentlichen ver schließt. Im Vergleich zu den bekannten Vorrichtungen zur thermi schen Desikkationskoagulation ist die thermisch ausgetrocknete Schicht des Schorfs, die aufgrund der Erfindung erzielt wird, relativ dünn und in der Tiefe gleichmäßig. Sie ist gekennzeich net durch das Nichtvorhandensein von Perforationen, die durch die elektrische Energie erzeugt werden. Der Kopplungseffekt des diffusen, keinen Lichtbogen bildenden Stroms mit dem Gewebe ist gering, was gestattet, die Desikkationsvorrichtung nach der Erfin dung bei chirurgischen Prozeduren anzuwenden, wo eine Elektro chirurgievorrichtung bislang nicht erfolgreich eingesetzt worden ist, wie beispielsweise bei dünnem Gewebe wie dem Gekröse und in der Mikrochirurgie.

Die Strömungsgeschwindigkeit des Gasstrahls sollte ausreichend sein, damit Flüssigkeiten von dem Gewebe entfernt werden, so daß der Schorf in dem Stroma oder der Tragstruktur des Gewebes gebildet werden kann statt oben auf der Flüssigkeit, die das Gewebe bedeckt. Zum Erzeugen von zufriedenstellenden Schorfeigen schaften und um eine gute Arbeitsweise mit der Vorrichtung nach der Erfindung zu erzielen, sollte ein Elektrochirurgiegenerator, der dem Gas strahl die elektrische Energie liefert, eine relativ breite Innenimpedanzkennlinie haben. Die Impedanzkennlinie sollte dazu führen, daß ausreichend Leistung in Flüssigkeiten oder in mit Flüssigkeit benetztes Gewebe am unteren Ende der Generatorimpe danzkurve eingebracht wird, obgleich der Gasstrahl normalerweise die Flüssigkeiten von der Gewebeoberfläche entfernen wird. Die Impedanzkennlinie sollte auch zur Übertragung von ausreichender Leistung am oberen Ende der Generatorimpedanzkurve führen, um das Gas zu ionisieren, daß mit der vorbestimmten Strömungsge schwindigkeit strömt, wenn der Gasstrahl ausreichenden Abstand von dem Gewebe hat, um irgendeine operative Einwirkung auf das Gewebe zu vermeiden. Allgemein sollte sich das obere Ende der Impedanzübertragungskennlinie des Generators ungefähr zwei bis dreimal über den typischen oberen Impedanzbereich einer bekannten elektronischen elektrochirurgischen Fulgurationsvor richtung hinaus erstrecken.

Viele andere bedeutsame Merkmale sowie viele Verbesserungen ge genüber den bekannten Koagulationsvorrichtungen weist die Erfin dung auf. Diese verschiedenen Merkmale und Verbesserungen sind vollständiger in der folgenden ausführlichen Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform in Verbindung mit den Zeichnungen erläutert. Es zeigt

Fig. 1 eine vergrößerte Draufsichtsfoto grafie von Kaninchenlebergewebe, fulguriert durch eine herkömmliche bekannte Elektrochirurgievorrichtung unter Verwendung der Erfindung, die aus der US-PS 44 29 694 bekannt ist, wobei die Koagulationswirkungen dar gestellt sind, die an dem Gewebe durch eine als beste anzusehende bekannte elektrochirurgische Fulgu rationsvorrichtung erzeugt werden,

Fig. 2 eine vergrößerte Draufsichtsfoto grafie von Rinderlebergewebe, ful guriert durch eine herkömmliche be kannte Elektrochirurgievorrichtung unter Verwendung der Erfindung, die in der US-PS 44 29 694 beschrieben ist, welche Koagulationswirkungen veran schaulicht, die an dem Gewebe durch die als beste anzusehende bekannte elektrochirurgische Fulgurationsvorrich tung erzeugt werden, wobei eine dünne Schicht des Gewebes in einem von hinten beleuchteten Zustand darge stellt ist,

Fig. 3A und 3B vergrößerte Fotografien von Quer schnitten von Kaninchenlebergewebe ähnlich dem in Fig. 1 gezeigten, das ebenso wie das in Fig. 1 gezeig te fulguriert worden ist, aber ent nommen an anderen Stellen aus einem einzigen Gewebestück, wobei durch darauf eingezeichnete Linien die Tiefe von verschiedenen Koagulations wirkungen von der Oberfläche des Ge webes aus veranschaulicht ist,

Fig. 4 eine schematisierte Darstellung einer Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung, die einen Elektro chirurgiegenerator, eine Gasversor gungseinrichtung, ein Handstück und einen Gewebeabschnitt zur Verdeut lichung im Querschnitt zeigt,

Fig. 5 in auseinandergezogener Darstellung die Hauptteile einer tatsächlichen Ausführungsform des in Fig. 4 allge mein gezeigten Handstücks,

Fig. 6 eine Schnittansicht längs einer Achse des vorderen Teils eines Handstücks, das aus den in Fig. 5 gezeigten Elemen ten zusammengebaut ist,

Fig. 7 eine Querschnittansicht im wesent lichen nach Linie 7-7 in Fig. 6,

Fig. 8 eine Querschnittansicht im wesent lichen nach der Linie 8-8 in Fig. 6,

Fig. 9 eine Querschnittansicht im wesent lichen nach der Linie 9-9 in Fig. 6,

Fig. 10 als Schema und als Blockschaltbild die Gasversorgungseinrichtung nach Fig. 4 und als Blockschaltbild einen Teil des Elektrochirurgiegenerators nach Fig. 4, der mit der Gasversor gungseinrichtung zusammenwirkt,

Fig. 11A und 11B axiale Schnittansichten einer Buchse und eines Steckers, mittels welchen ein Kabel, das zu dem Handstück führt, mit dem Elektrochirurgiegenerator und mit der Gasversorgungseinrichtung nach Fig. 4 verbunden wird,

Fig. 12 ein Blockschaltbild der Elemente des Elektrochirurgiegenerators und der Gasversorgungseinrichtung nach Fig. 4,

Fig. 13 als Schaltbild und als Blockschalt bild das Fronttafelsteuerelement des in Fig. 12 gezeigten Elektrochirurgie generators,

Fig. 14 als Blockschaltbild und als Logik diagramm das Logiksteuerelement des in Fig. 12 gezeigten Elektrochirurgie generators,

Fig. 15 als Schaltbild und als Blockschalt bild das Stromversorgungselement des Elektrochirurgiegenerators nach Fig. 12,

Fig. 16 ein Blockschaltbild und Logikdia gramm des Stromversorgungssteuer elements des Elektrochirurgiegene rators nach Fig. 12,

Fig. 17 ein Schaltbild, Blockschaltbild und Logikdiagramm des HF-Treiber elements des Elektrochirurgiegene rators nach Fig. 12,

Fig. 18 ein Schaltbild und Blockschaltbild des Resonanzausgangsschaltungsele ments des Elektrochirurgiegenerators nach Fig. 12,

Fig. 19 ein Blockschaltbild und Logikdia gramm des Lichtbogenmeßschaltungs elements des Elektrochirurgiegene rators nach Fig. 12,

Fig. 20 ein statisches Belastungsdiagramm der Ausgangsleistung über der nicht induktiven Widerstandsbelastung, das die Impedanzkennlinien der Elektro chirurgievorrichtung nach der Erfindung im Vergleich zu zwei bekannten Elektrochirurgiegeneratoren veran schaulicht,

Fig. 21 eine vergrößerte Draufsichtsfotografie von Kaninchenlebergewebe, fulguriert durch die Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung, die die verbes serten Fulgurationskoagulationswir kungen aufgrund der Erfindung veran schaulicht,

Fig. 22 eine vergrößerte Draufsichtsfoto grafie von Rinderlebergewebe, fulguriert durch die Elektrochirurgie vorrichtung nach der Erfindung, wo bei eine dünne Schicht des Gewebes in von hinten beleuchtetem Zustand dargestellt ist,

Fig. 23A und 23B vergrößerte Fotografien von Quer schnitten von Kaninchenlebergewebe ähnlich dem in Fig. 21 gezeigten und fulguriert ähnlich wie das in Fig. 21 gezeigte, entnommen an un terschiedlichen Stellen aus einem einzigen Gewebestück, in welchen durch Linien die Tiefe von verschie denen Koagulationswirkungen von der Oberfläche des Gewebes aus markiert ist, Fig. 21, 22, 23A und 23B in mit den Fig. 1, 2, 3A bzw. 3B vergleichbarer Form die beschriebe nen Wirkungen,

Fig. 24 eine vergrößerte Draufsichtsfotogra fie von Kaninchenlungengewebe, das durch die Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung über einem Haupt teil des dargestellten Lungengewebes thermisch ausgetrocknet worden ist,

Fig. 25 eine vergrößerte Fotografie eines Querschnitts von Rattenlebergewebe, das durch die Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung ausgetrocknet worden ist, wobei durch eine darauf markierte Linie die Tiefe der Koagu lations- und Desikkationswirkung bezüglich der Oberfläche des Gewe bes veranschaulicht ist, und Fig. 24 und 25 die Desikkationskoagulationswir kungen, die durch die Erfindung er zielt werden.

Eine Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung ist in ih rer Gesamtheit in Fig. 4 dargestellt und mit 40 bezeichnet. Die Elektrochirurgievorrichtung 40 weist drei Hauptbestandteile auf, ein Handstück 42, das durch den Chirurgen gehandhabt wird, eine Gasversorgungseinrichtung 44 und einen Elektrochirurgiegenera tor 46. Eine flexible Schnur 48 verbindet die Gasversorgungsein richtung 44 und den Elektrochirurgiegenerator 46 mit dem Hand stück 42. Die Gasversorgungseinrichtung 44 fördert ein vorbe stimmtes Gas über mehrere einzelne Kanäle oder Hohlräume 50 in der Schnur 48 zu dem Handstück 42. Das Gas tritt aus einer Düse 52 des Handstücks 42 in einem gerichteten oder im wesentlichen laminaren Strom oder Strahl 54 aus. Der Elektrochirurgiegenera tor 46 liefert elektrische Energie über einen Versorgungsleiter 56 der Schnur 48 zu dem Handstück 42. Der Leiter 56 ist in dem Handstück mit einer nadelartigen Elektrode 58 elektrisch verbun den, die sich in die Düse 52 erstreckt. Die elektrische Energie, die durch den Elektrochirurgiegenerator 46 geliefert wird, hat eine vorbestimmte Größe, die ausreicht, um das durch die Düse 52 strömende Gas zu ionisieren und ionisierte Bahnen in dem Strahl 54 zu erzeugen. Die elektrische Energie bewegt sich auf den io nisierten Bahnen in dem Strahl 54 zu einem Körpergewebe 62, wo sie eine vorbestimmte elektrochirurgische Wirkung an dem Gewebe 62 hervorruft.

In der Fulgurationsbetriebsart der Elektrochirurgievorrichtung, die hier auch als "Makro"-Betriebsart bezeichnet wird, wird elek trische Energie auf den ionisierten Bahnen in Form von Lichtbögen 60 übertragen. Die Lichtbögen 60 bewegen sich in dem Strahl 54, bis sie das Gewebe 62 an der Operationsstelle erreichen. Der Strahl 54 erweitert sich etwas über der Oberfläche des Gewebes 62, und die Lichtbögen 60 verteilen sich über eine etwas größe re Fläche des Gewebes im Vergleich zu der Querschnittsfläche des Strahls 54. Die elektrische Energie der Lichtbögen wird in das Gewebe 62 übertragen und erzeugt das obere Lichtbogenloch reticulum oder die obere Lichtbogenlochschicht 30 und eine aus getrocknete Schicht 32 darunter. Das Lichtbogenlochreticulum 30 und die ausgetrocknete Schicht 32 sind in Fig. 4 schematisch dargestellt, aber den tatsächlichen Verhältnissen mehr entspre chend in den Fig. 21, 22, 23A und 23B gezeigt, welche unten ausführlicher beschrieben sind.

In der Austrocknungsbetriebsart der Elektrochirurgievorrichtung, die hier auch als "Mikro"-Betriebsart bezeichnet wird, übertra gen die ionisierten Bahnen in dem Strahl 54 elektrische Energie von der Elektrode 58 aus als einen elektrisch leitenden Strom, der keinen Lichtbogen bildet. Ein schwacher Kopplungseffekt wird an dem Gewebe erzeugt, der keine Löcher in dem Gewebe ver ursacht, weil keine Lichtbögen vorhanden sind. Wie im folgenden noch ausführlicher beschrieben wird eine austrocknende elektro chirurgische Wirkung erzeugt, und es wird nur eine Desikka tionsschicht ähnlich der in Fig. 4 schematisch gezeigten Schicht 32 an der Oberfläche des Gewebes gebildet. Die tatsäch lichen Austrocknungswirkungen sind in den Fig. 24 und 25 ge zeigt, die unten ausführlicher beschrieben sind. Die normale unbeeinflußte Gewebestruktur 34 ist unter der Austrocknungs oder Desikkationsschicht 32 vorhanden. Der Strahl erweitert sich etwas an der Oberfläche des Gewebes, um den keinen Licht bogen bildenden elektrischen Strom über eine etwas größere Flä che des Gewebes im Vergleich zu der Querschnittsgröße des Strahls zu koppeln. Dieser Typ von austrocknender elektrochi rurgischer Koagulationswirkung ist auf dem Gebiet der Elektro chirurgie bislang nicht erzielbar gewesen. Die Austrocknungs wirkungen an dem Gewebe bieten die Möglichkeit, wesentlich neue und andere Typen von elektrochirurgischen Prozeduren durch die Verwendung einer Elektrochirurgievorrichtung ausführen zu kön nen.

Die elektrische Energie, die über den Strahl 54 geliefert wird, bewegt sich durch das Gewebe 62 zu einer Rückleitungselektrode oder Patientenplatte 70, welche mit dem Gewebe 62 in Kontakt ist. Die Patientenplatte 70 ist durch einen elektrischen Rück leiter 72 mit dem Elektrochirurgiegenerator 46 verbunden. Ein vollständiger elektrischer Stromkreis ist somit vorhanden, um die Energie von dem Elektrochirurgiegenerator 46 zu dem Hand stück 42, über den Strahl 54 zu dem und über das Gewebe 62, zu der Patientenplatte 70 und über den Rückleiter 72 zu dem Elek trochirurgiegenerator 46 zu leiten.

Zum Feststellen eines richtigen Betriebszustands innerhalb des Handstücks 42 wird ein Teil des zu dem Handstück geleiteten Gases in einem Meßhohlraum 74 der Schnur 48 zurückgeleitet. Die Eigenschaften des Gases in dem Meßhohlraum 74 werden durch die Gasversorgungseinrichtung 44 festgestellt, um gewissen Be triebszustände herzustellen, bevor die elektrische Energie über den Versorgungsleiter 56 dem Handstück 42 zugeführt wird.

Die Einzelheiten und die Bedeutung, die das Handstück 42, die Gasversorgungseinrichtung 44, der Elektrochirurgiegenerator 46, die Eigenschaften des Strahls 54 und der in dem Strahl gekop pelten Energie und die Eigenschaften der Gewebeeinwirkungen und andere resultierende physiologische Konsequenzen für die Erfindung haben, sind im folgenden beschrieben.

Handstück

Das Handstück 42 weist gemäß der Darstellung in den Fig. 5 und 6 eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100, eine Kupplungseinrichtung 102 und einen Griff 104 auf. Die Schnur 48 erstreckt sich von der Gasversorgungseinrichtung 44 und von dem Elektrochirurgiegenerator 46 aus (Fig. 4) in das hintere Ende des offenen Innenraums des Griffes 104. Die Kupplungsein richtung 102 verbindet die Düsen- und Elektrodenhalteeinrich tung 100 mit dem Ende der Schnur 48 innerhalb des Griffes 104. Der Griff 104 trägt insgesamt die Elemente innerhalb des Hand stücks und wird bei Benutzung des Handstücks 42 ergriffen.

Die Kupplungseinrichtung 102 weist einen Schnurhalter 106 auf, der mit dem vorderen Ende der Schnur 48 verbunden ist. Der Schnurhalter 106 weist mehrere nach hinten weisende Rohre 108 mit Durchlässen 110 auf. Jedes Rohr 108 wird in einen der Hohl räume 50 und 74 der Schnur 48 eingeführt. Die Durchlässe 110 leiten das Gas in den Hohlräumen 50 und 74 durch den Schnurhal ter 106. Eine zentrale Öffnung 112 ist in dem Schnurhalter 106 gebildet, und der elektrische Leiter 56 der Schnur 48 erstreckt sich durch die zentrale Öffnung 112. Ein Klebstoff wird auf die äußere Oberfläche der Rohre 108 und auf die Innenseite der zentralen Öffnung 112 aufgetragen, um die Schnur 48 zu befesti gen.

Der Versorgungsleiter 56 der Schnur 48 erstreckt sich an dem Schnurhalter 106 vorbei. Ein elektrischer Stecker 114 ist mit dem vorderen Ende des Leiters 56 elektrisch verbunden. Der elektrische Stecker 114 ist vor der vordersten Oberfläche des Schnurhalters 106 angeordnet. Gemäß der Darstellung in Fig. 6 ist der elektrische Stecker 114 in eine Buchse 116, die in ei nem hinteren Wand- oder Trennwandteil 118 einer Kupplungshülse 119 der Kupplungseinrichtung 102 gebildet ist, eingepaßt und darin festgehalten. Eine Schulter 120 an dem vorderen Ende der Buchse 116 verhindert, daß der elektrische Stecker 114 während der Benutzung des Handstücks nach vorn aus der Kupplungshülse 119 herausgezogen wird.

Die Kupplungshülse 119 hält den elektrischen Stecker 114 und den Schnurhalter 106 in ihrer Lage im Inneren des Griffes 104 fest, und zwar als Ergebnis des Einführens der Kupplungshülse 119 in das vordere offene Ende des Griffes 104. Der Griff 104, der vorzugsweise aus Silikonschlauch hergestellt ist, wird in einer chemischen Substanz aufgeweitet, damit die Kupplungshül se 119 in das Griffinnere paßt, und nach dem Entfernen aus der chemischen Substanz kehrt der Griff 104 zu seiner ursprüngli chen Größe zurück. Eine Schulter 122 des Griffes 104 berührt eine entsprechend geformte kreisringförmige Rippe 124 der Kupplungseinrichtung, um das Herausziehen der Kupplungshülse 119 zu verhindern.

Öffnungen 126 sind in dem Trennwandteil 118 an Stellen gebil det, die den Durchlässen 110 in dem Halter 106 entsprechen und auf diese ausgerichtet sind. Die Öffnungen 126 setzen daher die Leitungen für das Gas in den Hohlräumen 50 und 74 nach vorn durch den Trennwandteil 118 hindurch fort.

Ein verbindendes Dichtungsteil 128 wird durch das vordere offe ne Ende der Kupplungshülse 119 eingeführt, bis es den Trenn wandteil 118 berührt. Das Dichtungsteil 128 weist mehrere nach hinten weisende Rohrfortsätze 130 auf, die in die Öffnungen 126 in dem Trennwandteil 118 passen. Kanäle 132 sind in dem Dich tungsteil 128 und den Rohrfortsätzen 130 gebildet, um das Gas aus den Hohlräumen 50 nach vorn in den Innenraum 134 der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 zu leiten. Eine zentrale Öffnung 136 ist auch in dem Dichtungsteil 128 in Ausrichtung auf den elektrischen Stecker 114 gebildet. Das hintere Ende der Elektrode 58 erstreckt sich durch die zentrale Öffnung 136 und ist mit dem Stecker 114 elektrisch verbunden. Das Dichtungsteil 128 besteht vorzugsweise aus flexiblem Silikonmaterial, und ein gasdichter Verschluß wird um das hintere Ende der Elektrode 58 hergestellt.

Die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 hat einen vorde ren Teil 138, der sich über das vordere Ende des Griffes 104 hinaus nach vorn erstreckt. Der Innenraum 134 des vorderen Teils 138 leitet die hindurchströmenden Gase in einen trichter artigen Teil 140 und in die Düse 52. Der trichterartige Teil 140 sowie die Längen- und Durchmesserbeziehung der Düse 52 be wirken, daß die Gase die Düse 52 in einem im wesentlichen ge richteten oder laminaren Strom oder Strahl 54 verlassen (Fig. 4).

Die Gase in der Düse 52 umgeben das mittig angeordnete vorde re nicht abgestützte Ende der Nadelelektrode 58 und strömen längs desselben. Mehrere radial ausgerichtete Rippen 142 er strecken sich axial längs eines hinteren Endteils der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100, wie es in den Fig. 6, 8 und 9 gezeigt ist. Die Rippen 142 tragen einen zentralen, sich axial erstreckenden Kern 144, in welchem sich die Nadelelektro de 58 erstreckt und starr gehaltert ist. Zusätzlich zum Haltern des zentralen Kerns 144 und der Nadelelektrode 58 dienen die Rippen 142 zum Kanalisieren, Richten und Glätten der Gasströ mung zu der Düse 52. Ein Paßvorsprung 146 steht von dem vorde ren Endteil 138 nach außen vor und faßt in einen Schlitz 147 ein, der in der Kupplungseinrichtung 102 gebildet ist, um die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Handstück 42 richtig auszurichten, wie es in den Fig. 5 und 8 gezeigt ist.

Eine sektorförmige Meßplatte 148 ist mit wenigstens einer der Rippen 142 verbunden und erstreckt sich von der Nadelelektrode 58 und dem Kern 144 am hinteren Ende der Düsen- und Elektroden halteeinrichtung 100 aus radial und rechtwinkelig nach außen, wie es in den Fig. 5, 6 und 9 gezeigt ist. An dem äußeren Rand der Meßplatte 148 erstrecken sich zwei kreisförmige Vor sprünge 150 von der Meßplatte aus nach hinten. Ein Kanal 152 erstreckt sich zwischen der Mittenausnehmung, die durch die Vorsprüge 150 umgeben ist. Wenn die Düsen- und Elektrodenhalte einrichtung 100 reibschlüssig eingeführt und mit der Kupplungs einrichtung 102 verbunden ist, wie es in Fig. 6 gezeigt ist, sind die Vorsprünge 150 auf zwei in dem Dichtungsteil 128 ge bildete Kanäle 132 a und 132 b ausgerichtet (Fig. 5). Die Meß platte 148 ist in fluiddichtem Kontakt mit dem Dichtungsteil 128 und stellt einen fluiddichten Durchlaß über den Kanal 152 zwischen den Kanälen 132 a und 132 b her. Der Kanal 132 a ist in Fluidverbindung mit einem Gasversorgungshohlraum 50, und der Kanal 132 b ist in Fluidverbindung mit dem Meßhohlraum 74 (Fig. 5).

Wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Hand stück 42 korrekt befestigt ist, ist ein fluiddichter Durchlaß von einem Gasversorgungshohlraum 50 aus durch das Handstück 42 und zurück über den Meßhohlraum 74 vorhanden. Der Gasdruck und die Gasströmung werden über den Meßhohlraum 74 zurück zu der Gasversorgungseinrichtung 44 geleitet (Fig. 4), wo der Druck und die Strömung gemessen werden, um eine richtige Verbindung der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 festzustellen. Der Elektrochirurgiegenerator 46 wird elektrische Energie erst liefern, nachdem die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 richtig in das Handstück 42 eingeführt worden ist.

Eine elastische Dichtung 154 erstreckt sich umfangsmäßig um einen inneren Flansch 156 der Einrichtung 100, um einen gas dichten Verschluß zwischen der Einrichtung 100 und der Kupp lungseinrichtung 102 herzustellen, wie es in Fig. 6 gezeigt ist. Das Dichtungsteil 128 stellt einen fluiddichten Verschluß um das hintere Ende der Nadelelektrode 58 her, wenn die Düsen und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Handstück 42 befe stigt ist, und zwar aufgrund der Elastizität des Materials, aus dem das Dichtungsteil 128 besteht. Die Zusammendrückung des elastischen Dichtungsteils 128 und der Dichtung 154 ergibt eine fluiddichte Verbindung, aufgrund der der Gasstrom darauf beschränkt wird, aus dem Hohlraum 50 in der Schnur 48 in die Düsen- und Elektrcdenhalteeinrichtung 100 zu strömen und aus der Düse 52 auszutreten.

Die Nadelelektrode 58 besteht vorzugsweise aus elektrisch lei tendem metallischem Material. Vorzugsweise bestehen die ande ren Teile der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 und der Kupplungseinrichtung 102 aus formbarem Polysulfonkunststoff oder elastischem Material.

Zugang zum Reinigen ist möglich, weil die Düsen- und Elektro denhalteeinrichtung 100 aus dem Handstück 42 herausgezogen wer den kann. Im Vergleich zu dem Aufbau als einstückige Einheit kann das Handstück 42 zum Reinigen oder Austauschen von Teilen zerlegt werden. Kosteneinsparungen aufgrund der Wiederverwen dung und des Austauschs von Teilen sind ein wichtiges Merkmal des Handstücks 42. Wenn im Verlaufe der Operation eine neue oder andere Düseneinrichtung benötigt wird, kann sie schnell ausgetauscht werden. Die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 kann als Einwegeinrichtung ausgeführt und der übrige Teil des Handstücks wiederholt benutzt werden. Der Teil des Hand stücks 42 mit Ausnahme der Düsen- und Elektrodenhalteeinrich tung 100 kann auf die beschriebene Weise hergestellt werden, so daß er zahlreiche Sterilisationen aushält, bevor es notwen dig wird, ihn zu ersetzen.

Zum Gewährleisten der wichtigen Eigenschaften einer entfernba ren und/oder wegwerfbaren Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 des Handstücks 42 und zum Erzielen der Sicherheit, daß der Betrieb der Elektrochirurgievorrichtung verhindert wird, wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 nicht richtig be festigt ist, ist die Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfin dung mit einer Einrichtung versehen zum Feststellen des richti gen Anschlusses der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Handstück 42. Die kooperative Anordnung, die sich durch die Meßplatte 148 und die getrennten Gaszufuhr- und -meß hohlräume 50 bzw. 74 in der Schnur 48 ergibt, führt zu beträcht lichen und erwünschten Verbesserungen hinsichtlich der Betriebs sicherheit einer Elektrochirurgievorrichtung des beschriebenen Typs.

Eine weitere bedeutsame Verbesserung aufgrund des Handstücks 42 ist die Verringerung der Streukapazitätspfade. Aufgrund der Be triebsfrequenz und der Betriebsspannung der elektrischen Ener gie, die über den Versorgungsleiter 56 und die Elektrode 58 zu geführt wird, besteht die Gefahr von Strahlungs- und Streuüber tragung zur Hand des Chirurgen und in die Umgebung, was prak tisch bei jedem Typ von Elektrochirurgievorrichtung der Fall ist. Durch Anordnen des elektrischen Energieversorgungsleiters 56 innerhalb der und umgeben durch die Gas enthaltenden Hohl räume 50 und 74 wird die Länge des kapazitiven Koppelpfades zur äußeren Umgebung der Schnur maximiert. Reduktionen des Streustroms über die Streukapazität erfolgen durch Vergrößern der Länge des Streukapazitätsweges. Die Reduktion der Streuka pazität ist extrem wichtig, weil die Menge an elektrischer Ener gie, die über diesen Pfad geleitet wird, reduziert wird. Ähnli che Reduktionen an Streukapazität auf der Länge der Schnur 48 ergeben sich ebenfalls, und zwar wegen der mittigen Lage des Versorgungsleiters 56 in der Schnur 48.

Gasversorgungseinrichtung

Die Gasversorgungseinrichtung 44 ist ausführlicher in Fig. 10 gezeigt. Wenigstens eine Gasquelle 200 und vorzugsweise eine zweite, andere Gasquelle 202 sind vorgesehen. Ein anderer Typ von Gas wird jeweils in der Makro- und in der Mikro-Betriebs art der Elektrochirurgievorrichtung benutzt. Leitungen 204 und 206 leiten das Gas aus den Gasquellen 200 und 202 zu einem herkömmlichen Gaswählventil 208. Ein durch ein elektrisches Signal betätigbarer Ventilstellantrieb 210 steuert die mecha nischen Teile innerhalb des Ventils 208. Entsprechend dem vor bestimmten Signal, das an den Ventilstellantrieb 210 angelegt wird, wird Gas aus der ausgewählten Quelle 200 oder 202 über das Gaswählventil 208 zu einem herkömmlichen Druckregler 212 geleitet. Der Druckregler 212 liefert das gewählte Gas mit ei nem konstanten vorbestimmten Druck zu einem herkömmlichen Gas förderventil 214. Ein Ventilstellantrieb 216 steuert das Gas förderventil 214 derart, daß es gemäß einem an den Ventilstell antrieb 216 angelegten elektrischen Signal geöffnet und ge schlossen wird. Wenn das Gasförderventil 214 durch den Ventil stellantrieb 216 in die Offenstellung gebracht wird, strömt Gas über das Ventil 214 zu einem Filter 218. Der Filter 218 ist ein "HEPA"-Filter, der das hindurchströmende Gas filtert und Teil chenmaterial sowie pathogene Organismen oberhalb einer gewissen Größe, z.B. 0,3 µm, aus ihm entfernt.

Gas aus dem Filter 218 wird einem herkömmlichen Durchflußregler 220 zugeführt. Der Durchflußregler 220 steuert den Durchfluß oder die Gasmenge, die über ihn in eine Leitung 222 gelangt. Das in der Leitung 222 strömende Gas wird in die Hohlräume 50 in der Schnur 48 geleitet (Fig. 4). Die Gasmenge, die durch den Durchflußregler 220 strömt, wird in Beziehung zu einem elektri schen Signal festgelegt, das an ihn angelegt wird.

Das Gasförderventil 214 steuert auf gewählte Weise die Zufuhr von Gas zu dem Handstück 42. Die Signale für den Ventilstellan trieb 216 des Gasförderventils 214 werden wahlweise durch den Chirurgen gegeben. Die Menge an Gas, die zu dem Handstück strömt und durch den Durchflußregler 220 festgelegt wird, wird vom Chirurgen gemäß dem Typ der chirurgischen Prozedur und dem Typ des Gases (aus der Quelle 200 oder 202), das während der Prozedur benutzt wird, gewählt.

Zum Feststellen von richtigen Gasförderbedingungen, bevor elek trische Energie dem Handstück zugeführt wird, werden der Gas druck und die Gasförderbedingungen durch zwei Druckgeber 224 und 226 gemessen. Die Druckgeber 224 und 226 sind vor und hin ter dem Durchflußregler 220 in den Gasströmungsweg geschaltet. Der Druckgeber 224 liefert ein Signal entsprechend dem Druck des dem Durchflußregler 220 zugeführten Gases. Das Vorhanden sein des Gasdruckes an dem Druckgeber 224 zeigt an, daß die ge wählte Quelle 200 oder 202 funktionstüchtig ist. Der Druckgeber 226 liefert ein Signal über den Druck des Gases in den Hohlräu men 50 in der Schnur 48 und im Innenraum 134 der Düse 52 in dem Handstück 42 (Fig. 5 und 6). Die Größe des Gasdruckes an dem Druckgeber 226 kann verschiedene Bedingungen anzeigen. Wenn der Gasdruck hoch ist, kann das eine blockierte Schnur oder ein blockiertes Handstück bedeuten. Ein übermäßig niedriger Druck kann eine abgetrennte Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 oder eine gebrochene Schnur 48 bedeuten. Das Vergleichen der durch die Druckgeber 224 und 226 gelieferten Signale ist eine Technik zum Bestimmen der richtigen Gasförderbedingungen für die Elektrochirurgievorrichtung.

Um weiter die richtige Befestigung der Düsen- und Elektroden halteeinrichtung 100 in dem Handstück 42 (Fig. 5 und 6) zu be stimmen, werden der Druck und die Strömungsgeschwindigkeit des Gases in dem Meßhohlraum 74 gemessen. Der Gasdruck und die Gas strömungsgeschwindigkeit aus dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) der Schnur gelangen zu einer Leitung 228. Ein Druckgeber 230 lie fert Signale, die den Druck angeben. Ein herkömmliches Ventu rirohr 232 ist mit der Leitung 228 verbunden und liefert einem Meßgeber 234 Signale, die die Strömungsgeschwindigkeit oder Durchflußleistung des Gases darstellen. Durch Erzielen eines Signals, das den Druck in dem Meßhohlraum darstellt, aus dem Druckgeber 230 und durch Erzielen eines Signals, das die Strö mungsgeschwindigkeit von über den Meßhohlraum zurückgeleitetem Gas darstellt, über das Venturirohr 232 ist es möglich, festzu stellen, ob die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 des Handstücks 42 in dem Handstück richtig befestigt worden ist. Die Signale aus dem Druckgeber 230 werden verringert, wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 nicht vollständig in die Kupplungseinrichtung (Fig. 6) eingeführt wird. Unter diesen Umständen hätte die Meßplatte 99999 00070 552 001000280000000200012000285919988800040 0002003710489 00004 99880 148 axialen Abstand von dem Dich tungsteil 128, und der Kanal 152 zwischen den Leitungen 132 a und 132 b (Fig. 7) würde keinen fluiddichten Durchlaß darstel len. Außerdem würde unter diesen Umständen entweder der Druck oder die Strömungsgeschwindigkeit in dem Meßhohlraum 74 verrin gert, was der Leitung 228 übermittelt wird, wie es in Fig. 10 gezeigt ist. Selbstverständlich würde eine ähnliche Situation existieren, wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Inneren des Handstücks 42 in eine unkorrekte Position gebracht werden würde, obgleich solche Versuche aufgrund des Paßvorsprungs 146 (Fig. 8) unmöglich sein sollten.

Steckverbinder zum Verbinden der Leitungen 222 und 228 mit den Hohlräumen der Schnur 48 und zum Herstellen einer elektrischen Verbindung von dem Elektrochirurgiegenerator 46 zu dem Leiter 56 der Schnur 48 (Fig. 4) sind in den Fig. 11A und 11B ge zeigt. Ein Buchsenstecker 240, der in Fig. 11A gezeigt ist, ist in einem Gehäuse 241 des Elektrochirurgiegenerators und der Gasversorgungseinrichtung befestigt. Ein isolierter elek trischer Leiter 242 liefert die elektrische Energie zu dem Buchsenstecker 240. Der Leiter 242 ist mit einem zentralen Stiftaufnehmer 243 elektrisch verbunden, der in der axialen Mitte einer Steckbuchse 244 angeordnet ist. Rohre 246 erstrec ken sich von der Rückseite des Buchsensteckers 240 nach außen. Eine Verteilerscheibe 248 ist im Innenraum des Buchsensteckers 240 angeordnet, um Gas aus dem Innenraum 250 jedes Rohres 246 in einen inneren Kanal 252 in einer elastischen Dichtscheibe 254 zu leiten. Die Rohre 246 und die Kanäle 252 sind in einem Umfangsmuster am hinteren Ende des Buchsensteckers 240 bzw. in einem inneren Aufnehmer 244 angeordnet. Ein Buchsengewindeteil 256 einer Verriegelungsmutter ist ebenfalls Teil des Buchsen steckers 240.

Der Stiftstecker 260, der in Fig. 11B gezeigt ist, hat einen vorderen Endteil 262. Mehrere Kanäle 264 sind axial in dem vor deren Endteil 262 gebildet. Jeder Kanal 264 steht mit einem Ka nal 266 in Verbindung, der in einem zentralen Steckerstück 268 gebildet ist. Rohrteile 270 erstrecken sich von dem Stecker stück 268 nach hinten und bilden die Kanäle 266. Die Rohrteile 270 erstrecken sich in die Hohlräume 50 (und 74, die nicht ge zeigt sind) der Schnur 48. Der Versorgungsleiter 56 der Schnur 48 erstreckt sich durch ein mittiges Loch 272 in dem Stecker stück 268. Ein vorderer Vorsprung 274 des zentralen Stecker stücks 268 trägt den Leiter 56 in dem vorderen Endteil 262. Ein steckstift 276 ist mit dem äußeren Ende des Versorgungsleiters 56 elektrisch verbunden. Eine drehbare Mutter 278 ist mit dem Stiftstecker 260 hinter dem vorderen Endteil 262 verbunden. Zum sicheren Befestigen der Schnur 48 in dem Stiftstecker 260 wird ein Klebstoff um die Außenseite der Rohrteile 270 aufgebracht, bevor sie in die Hohlräume 50 und 74 gepreßt werden. Klebstoff wird außerdem um die Isolierung des Versorgungsleiters 56 auf gebracht, um ihn in dem mittigen Loch 272 des Steckerstücks 268 sicher festzuhalten. Die drehbare Mutter 278 wird dann befestigt, und der vordere Endteil 262 wird mittels eines Klebstoffes an dem zentralen Steckerstück 268 befestigt.

Zum Verbinden des Buchsensteckers 240 und des Stiftsteckers 260 wird der vordere Endteil 262 in die Steckbuchse 244 eingeführt. Der vordere Steckstift 276 erstreckt sich in die Buchse des Stiftaufnehmers 243. Jeder Kanal 264 ist auf einen der Kanäle 252 ausgerichtet, und zwar wegen einer Ausrichtrippe 277 in der Steckbuchse 244, die in einen Schlitz 279 des vorderen Endteils 262 paßt. Die Mutter 278 wird in der inneren Buchse angezogen, indem das Gewinde der Mutter 278 in das Gewinde des Buchsenge windeteils 256 geschraubt wird. Ein fluiddichter Kanal ist des halb von dem Rohrinnenraum 250 über die Kanäle in der Verteiler scheibe 248, die Kanäle 252 und 264 und über die Kanäle 266 in die Hohlräume 50 und 74 der Schnur 48 (Fig. 5) vorhanden.

Ein gesonderter Schlauch wird über jedem Rohr 246 angeschlossen. Diese Schläuche werden mit einem gemeinsamen Verteiler verbun den, dem die Leitung 222 (Fig. 10) Gas zuführt. Dasjenige Rohr 246, das mit dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) in Verbindung steht, wird durch einen gesonderten Schlauch mit der Leitung 228 ver bunden (Fig. 10).

Die Verwendung der Stecker 240 und 260 gestattet ein relativ bequemes Austauschen der Schnur 48 und der daran befestigten Teile des Handstücks 42 (Fig. 6) bei Bedarf oder Notwendigkeit. Die Schnur und die Handstückteile können nach Bedarf sterili siert werden. Die Stecker 240 und 260 dienen außerdem als Ein richtung zum Leiten von elektrischer Energie zu dem mittig an geordneten Versorgungsleiter 56 über die volle Länge der Schnur 48, wodurch die oben beschriebenen Vorteile der Verringerungen des Leckstroms und der vergrößerten Sicherheit gegen die unge wollte übermäßige Übertragung von elektrischer Energie zu ande ren Stellen als der Operationsstelle gewährleistet werden.

Elektrochirurgiegenerator

Die Hauptelemente des Elektrochirurgiegenerators 46 sind in Fig. 12 dargestellt. Die Gasversorgungseinrichtung 44 ist oben in Verbindung mit Fig. 10 bereits beschrieben worden. Ein Steuer schalter 300 liefert Signale zum Einleiten der Förderung des Gases zu dem Handstück 42 und zum Einleiten sowohl der Förderung von Gas zu dem Handstück als auch der Zufuhr von elektrischer Energie zu dem Gasstrahl. Der Gasstrahl aus dem Handstück 42, der keine elektrische Energie leitet, kann durch den Chirurgen benutzt werden, um Fluids von dem Gewebe zu entfernen oder das Gewebe zu trocknen, was üblicherweise geschieht, bevor elektri sche Energie zugeführt wird, um eine elektrochirurgische Koagu lationswirkung zu erzeugen. Nachdem das angesammelte Fluid durch den Gasstrom weggetrieben worden ist, hält die Gasströmung während der Koagulation die Fluids ausreichend fern, um bessere Koagulationswirkungen zu erzielen.

Der Elektrochirurgiegenerator 46 hat eine Fronttafelsteuerung 302. Verschiedene Steuereinrichtungen wie Schalter und Potentiometer liefern Signale zum Festlegen der gewählten Menge an elektri scher Energie, die während der Koagulation zuzuführen ist, der gewählten Strömungsgeschwindigkeit der über das Handstück 42 zugeführten Gase, der einen oder anderen der beiden Gasquellen 200, 202 (Fig. 10), aus der das Gas geliefert wird, usw. Die Signale zum Steuern der Gasversorgungseinrichtung 44 werden über die Fronttafelsteuerung 302 zu der Gasversorgungseinrichtung 44 geleitet. Die Gasströmungs- und Gasdrucksignale aus dem Hand stück 42 werden außerdem über die Fronttafelsteuerung 302 geleitet, um den richtigen Anschluß der Düsen- und Elektrodenhalteein richtung 100 (Fig. 5 und 6) des Handstücks 42 festzustellen, bevor die elektrische Energie zugeführt wird.

Eine Logiksteuerschaltung 304 ist die Hauptsteuerkomponente des Elektrochirurgiegenerators 46. Die Logiksteuerschaltung 304 in terpretiert die Signale, die der Steuerschalter 300 liefert, um die Zufuhr von Gas und elektrischer Energie zu dem Handstück freizugeben. In Beziehung zu dem Gas stehende Alarmbedingungen werden durch die logische Steuerschaltung 304 an Hand der gas bezogenen Alarmsignale erfaßt, die die Gasversorgungseinrich tung 44 liefert. Die logische Steuerschaltung 304 verhindert die Zufuhr von elektrischer HF-Energie zu dem Handstück 42, bis sämtliche Energieforderungen und Gasalarmbedingungen erfüllt worden sind.

Wenn die logische Steuerschaltung 304 sämtliche richtigen Frei gabesignale empfängt, wird eine Stromversorgungssteuereinrich tung 306 durch Signale aus der logischen Steuerschaltung 304 aktiviert. Die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 steuert eine Stromversorgungseinrichtung 308. Die Stromversorgungsein richtung 308 empfängt elektrische Energie aus einer herkömmlichen Wechselstromquelle 310. Die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 steuert die Stromversorgungseinrichtung 308, so daß diese eine vorbestimmte elektrische Leistung abgibt. Rückführungsignale werden von der Stromversorgungseinrichtung 308 zu der Stromver sorgungssteuereinrichtung 306 zum Zweck der Stromsteuerung ge liefert.

Elektrische Leistung vorbestimmten Wertes wird von der Strom versorgungseinrichtung 308 an eine HF-Treiberschaltung 312 ab gegeben. Die logische Steuerschaltung 304 liefert HF-Schalt signale zu der HF-Treiberschaltung 312, die bewirken, daß die HF-Treiberschaltung 312 Energie aus der Stromversorgungsein richtung 308 wahlweise einem Ausgangsschwingkreis 314 mit einer durch die HF-Treiberimpulse festgelegten Frequenz zuführt. Die Energie wird von dem Ausgangsschwingkreis 314 zu dem Handstück 42 übertragen, und der Strom wird zu dem Ausgangsschwingkreis 314 von der Patientenplatte 70 aus (Fig. 4) zurückgeleitet. Die HF-Treiberschaltung 312 lädt den Ausgangsschwingkreis 314 mit einer vorbestimmten Frequenz auf, die durch die HF-Treiberimpulse festgelegt wird, und der Ausgangsschwingkreis 314 entlädt sich mit seiner Resonanzfrequenz, indem er elektrische Energie an der Operationsstelle an das Gewebe abgibt.

Eine Lichtbogenmeßschaltung 316 schaltet die elektrische Energie menge, die geliefert wird, zwischen mehreren Werten während der Fulguration um: insbesondere einem vorbestimmten maximalen Ziel leistungswert, einem vorbestimmten minimalen Zielleistungswert und einem vorbestimmten aktiven Förderleistungswert. Die Licht bogenmeßschaltung 316 gibt Signale an die logische Steuerschal tung 304 ab, welche die Größe der elektrischen Energie steuern, die von der Stromversorgung 308 und der HF-Treiberschaltung 312 zu dem Ausgangsschwingkreis 314 geliefert wird. Wenn das Hand stück 42 nicht innerhalb einer vorbestimmten Betriebsentfernung von dem Gewebe ist, wird die elektrische Leistung von dem Hand stück mit dem maximalen Zielleistungswert geliefert. Der maxi male Zielleistungswert wird automatisch auf den minimalen Ziel leistungswert verringert, wenn das Handstück 42 in eine vorbe stimmte, ausreichende Nähe zu dem Gewebe bewegt wird. Die vorbe stimmte ausreichende Nähe wird aus Signalen aus dem Ausgangs schwingkreis 314 bestimmt, die an die Lichtbogenmeßschaltung 316 angelegt werden. Wenn das Handstück in der vorbestimmten engen Nähe zu dem Gewebe bleibt, wird der Leistungswert automatisch auf den aktiven Leistungswert umgeschaltet. Nachdem das Hand stück von dem Gewebe entfernt worden ist, schaltet der Leistungs wert automatisch zurück auf den maximalen Zielleistungswert. Die Lichtbogenmeßschaltung 316 bestimmt die richtigen Ausgangs leistungswerte durch Abfühlen der Lichtbogenbedingungen, welche durch Signale in dem Ausgangsschwingkreis 314 wiedergespiegelt werden.

Zum Erzielen einer Austrocknung (Desikkation), die sanfter und weniger aggressiv als die Fulguration ist, wird eine beträcht lich niedrigere aktive elektrische Leistung ständig an das Handstück abgegeben, und es wird vorzugsweise ein anderes Gas benutzt. Wenn das Handstück 42 wesentlichen Abstand von dem Ge webe hat, erzeugt die ständig zugeführte elektrische Energie eine Koronaentladung in dem Gasstrahl, der aus dem Handstück 42 austritt. Dieses Koronabündel kann benützt werden, um auf den Punkt zu zielen oder zu richten, in welchem der aktive Wert der elektrischen Leistung dem Gewebe zugeführt wird. Wenn sich das Handstück in ausreichend enge Nähe des Gewebes bewegt, wird die Länge des Koronabündels zunehmen, bis die volle elektrische Leitung über den Gasstrahl von dem Handstück zu dem Gewebe statt findet. Die Lichtbogenmeßschaltung 316 arbeitet während der Desikkation nicht, weil der aktive Wert der zur Desikkation zu geführten Leistung relativ niedrig ist und das Umschalten zwi schen unterschiedlichen Werten unnötig ist.

Der Steuerschalter 300 ist ein herkömmlicher Schalter, beispiels weise ein herkömmlicher Fußsteuerschalter, wie er in der Elektro chirurgie benutzt wird, weshalb er nicht im einzelnen gezeigt ist. Der Steuerschalter 300 könnte die Form eines mit dem Finger be tätigten elektrischen Schalters haben, der an dem Handstück 42 angebracht ist. Die beiden Signale, die der Steuerschalter lie fert, sind ein Signal "CS GAS", das gemäß Fig. 14 bei 320 ange legt wird, und ein Signal "CS COAG", das bei 322 angelegt wird. Das Signal CS GAS ergibt sich, wenn der Chirurg wünscht, nur den Gasstrahl aus dem Handstück abzugeben, ohne daß dem Gasstrahl elektrische Energie zugeführt wird. Das Signal CS COAG ergibt sich, wenn der Chirurg wünscht, sowohl den gewählten Strom an gewünschtem Gas als auch elektrische Energie dem Gewebe zuzu führen.

Das Signal CS COAG legt am Anfang den maximalen Zielleistungs wert in dem Gasstrahl während der Fulguration fest oder den gewählten aktiven Leistungsabgabewert zur Desikkation, je nach dem, ob die Makro- oder Mikrobetriebsart gewählt worden ist. Daran anschließend bewirkt die Lichtbogenmeßschaltung 316, daß die logische Steuerschaltung 304 automatisch auf den aktiven vorbestimmten Leistungsabgabewert zur Fulguration bei der Be wegung des Handstücks 42 in die vorbestimmte Nähe des Gewebes umschaltet.

Die Fronttafelsteuerung 302 ist ausführlicher in Fig. 13 ge zeigt. Ein Schalter 324 ist vorgesehen zum Auswählen des Typs des Gases, das von der Gasquelle 200 oder 202 (Fig. 10) ge liefert wird, je nachdem, ob Fulguration oder Desikkation ge wünscht wird. Ein "Gasquelle"-Signal wird bei 326 gemäß der Position des Schalters 324 angelegt. Das Vorhandensein des Gas quelle-Signals bei 326 zeigt die Wahl der einen Gasquelle an, und das Nichtvorhandensein des Gasquelle-Signals bei 326 zeigt die Wahl der anderen Gasquelle an.

Ein Schalter 328 ist vorgesehen zum Wählen zwischen den beiden verschiedenen Typen oder Arten von Koagulationswirkungen, näm lich entweder Fulguration oder Desikkation, die mittels der Er findung erzielbar sind. Die Fulguarationskoagulationswirkung wird erzeugt, wenn die elektrische Energie durch Lichtbögen auf ionisierten Gasbahnen zu dem Gewebe übertragen wird, und diese Betriebsart wird wegen ihrer wesentlich größeren aggressiven Gewebewirkungen als Makrobetriebsart bezeichnet. Die Desikkations koagulationswirkung wird durch diffuses Koppeln relativ kleiner Mengen an elektrischer Energie als keinen Lichtbogen bildender Strom in einem Strahl eines vorzugsweise anderen Typs von Gas, das mit relativ niedriger Strömungsgeschwindigkeit strömt, erzeugt, und diese Betriebsart wird als Mikrobetriebsart bezeichnet. In der Makrobetriebsart wird die Spannung einer Quelle 330 über den Schalter 328 an eine Anzeigelampe 332 ange legt. Der Signalwert bei 334 ist auf einem logischen L-Pegel, was anzeigt, daß ein Makrobetriebswert gewählt worden ist. Die Bewegung des Schalters 328 in die andere Position legt die Spannung der Quelle 330 an, um einen logischen H-Pegel bei 334 zu erzeugen, wodurch eine Anzeigelampe 336 zum Aufleuchten ge bracht und Mikrobetriebsbedingungen angezeigt werden. Das Sig nal bei 334 ist ein "Mikro/Makro"-Signal, und die L- und H-Pe gel dieses Signals stellen die Makro- bzw. Mikrobetriebsart dar.

Bei Bedarf können die Schalter 324 und 328 miteinander verbunden werden, so daß eine besondere Gasquelle bei einer besonderen Betriebsart immer im Einsatz ist, und umgekehrt.

Ein Strömungsgeschwindigkeitspotentiometer 338 gestattet dem Chirugen, die gewünschte Strömungsgeschwindigkeit oder Durch flußleistung des aus dem Handstück 42 in dem Strahl austreten den Gases zu wählen. Ein Signal aus dem Potentiometer 338 wird an einen Puffer 340 angelegt. Ein "V Strömung"-Signal wird bei 342 angelegt. Das "V Strömung"-Signal ist ein Analogsignal, das in Beziehung zu dem Signal aus dem Potentiometer 338 steht. Das "V Strömung"-Signal 342 steht in Beziehung zu dem gewählten Gas volumen, das aus dem Handstück 42 strömen soll.

Ein weiteres Potentiometer 344 gestattet dem Chirurgen,einen vor bestimmten Wert oder eine vorbestimmte Größe der aktiven Leistung zu wählen, die von dem Handstück 42 entweder in der Makro- oder in der Mikrobetriebsart abgegeben werden soll. Ein Puffer 345 enmpfängt das Signal aus dem Potentiometer 344 und legt ein Signal "V Act" bei 348 an. Das "V Act"-Signal 348 ist ein Analog signal, das in Beziehung zu der maximalen Größe der Spannung oder aktiven Leistung steht, die der Chirug gewählt hat. Das Signal aus dem Potentiometer 344 wird außerdem an einen Skalierer 346 zusammen mit dem Mikro/Makro-Signal 334 angelegt. Wenn das Mikro/ Makro-Signal 334 den Signalwert L hat, ändert der Skalierer 346 den Wert des an dem Potentiometer 344 erzeugten Signals in einen vorbestimmten Maßstabswert. Wenn das Mikro/Makro-Signal 334 den Wert H hat, wird das durch den Skalierer 346 gelieferte Signal auf einen anderen vorbestimmten Wert skaliert. Die Signale aus dem Skalierer 346 werden an einen Analog/Digital-Wandler, Seg menttreiber und Multiplexer 350 angelegt. Das Signal aus dem Skalierer 346 ändert den Anzeigemaßstab oder die Anzeigever stärkung, die durch den Multiplexer 350 erzeugt wird.

Der A/D-Wandler, Segmenttreiber und Multiplexer 350 empfängt ein Signal "VF Dig" bei 356 und das Analogsignal aus dem Ska lierer 346, das die aktive Größe der durch den Chirugen gemäß der gewählten Betriebsart gewählten Leistung darstellt. Die Be schreibung von Fig. 10 wird zeigen, daß das "VF Dig"-Signal 356 ein Digitalsignal ist, das die gewählte Strömungsgeschwin digkeit des Gases darstellt, welche durch das Analogsignal 342 dargestellt wird. Unter der Steuerung der Multiplexiersignale, die bei 352 angelegt werden, wandelt der Multiplexer 350 das Signal aus dem Skalierer 346 in digitale Form um und speist eine Anzeige 354 gemäß den Strömungsgeschwindigkeits- und Leistungswertsignalen. Die Anzeige 354 umfaßt einen Teil der die vorbestimmte Größe der gewählten aktiven Leistung anzeigt, die während der Koagulation abgegeben werden soll, und einen Teil, der die gewählte maximale Gasströmungsgeschwindigkeit an zeigt.

Gemäß der Darstellung in Fig. 10 enthält die logische Steuerung des Elektrochirurgiegenerators 46 eine Strömungsalarmlogikschal tung 360, die die Drucksignale aus den Druckgebern 224, 226, 230 und 234 empfängt. Die Strömungsalarmlogikschaltung 360 enthält herkömmliche digitale Logikelemente zum Bestimmen der passenden Strömungsbedingungen aus den durch die Druckgeber gelieferten Signalen. Die Strömungsalarmlogikschaltung 360 wird freigegeben um anzusprechen und die beschriebenen Signale zu liefern, indem ein Gasquelle-Signal bei 326 angelegt wird. Das Gasquelle-Signal bei 326 steuert außerdem die Strömungsalarmlogikschaltung 360 derart, daß unterschiedliche Alarmwerte relativ zu der gewählten Gasquelle festgelegt werden. Sollte eine geringe Strömung oder eine reduzierte Gasmenge durch die Gasversorgungseinrichtung 44 geliefert werden, wird bei 361 ein Signal an einen Oscillator 364 abgegeben. Der Oscillator 364 schaltet das Signal bei 361 mit einer relativ niedrigen Schaltgeschwindigkeit und liefert ein "Geringe-Strömung"-Schwingungssignal bei 362. Das Geringe Strömung-Signal bei 362 wird einen Transistor 366 und eine An zeigelampe 368 speisen die in Fig. 13 gezeigt sind. Außerdem wird eine akustische Alarmeinrichtung 370 bei geringer Strö mung durch die Strömungsalarmlogikschaltung 360 erregt, wie es in Fig. 10 gezeigt ist. Somit werden unter Bedingungen gerin ger Strömung eine Blinklampe 368 (Fig. 13) und die akustische Alarmeinrichtung 370 beide gespeist, um dem Benutzer eine ge ringe Gasströmung zu melden. Die Alarmpegelbedingungen werden hauptsächlich festgelegt, indem übermäßig hohe oder niedrige Drücke, die durch die Signale bei 224, 226 und 230 dargestellt sind, erfaßt und verglichen werden.

Wenn eine Strömungsstörung an dem Handstück 42 vorhanden ist, was durch das Vorhandensein oder Nichtvorhandensein von Druck und Gasströmung in dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) und der Leitung 228 gemäß der Darstellung in Fig. 10 bestimmt wird, wird die Strömungsalarmlogikschaltung 360 ein Strömungsstörungssignal bei 372 liefern. Das Strömungsstörungssignal bei 372 speist einen Transistor 374 und eine HF-Abschalten-Anzeigelampe 376 gemäß der Darstellung in Fig. 13. Ein "Strömungsalarm"-Signal wird bei 378 erzeugt. Das Strömungsalarmsingal bei 378 bewirkt, daß die Er zeugung von elektrischer Energie durch den Elektrochirurgiegene rator unter Strömungsstörungsbedingungen blockiert wird.

Ein "Gasventil"-Signal bei 380 wird schließlich gebildet, wenn der Steuerschalter 300 (Fig. 12) entweder das Signal CS GAS bei 320 oder das CS COAG bei 322 an die logische Steuerschaltung 304 (Fig. 14) anlegt. Das Gasventilsignal ist an 380 vorhanden, solange der Steuerschalter so betätigt ist, daß das Abgeben von Gas aus dem Handstück verlangt wird, und für eine vorbestimmte Verzögerungsperiode nach dem Loslassen des Schalters, z.B. für fünf Sekunden. Diese Verzögerungsperiode gestattet dem Chirurgen, die elektrische Leistung während der Prozedur schnell ein- und auszuschalten, ohne auch die Gasströmung zu beendigen. Das Gas ventilsignal an 380 steuert den Ventilstellantrieb 216, damit das Gasförderventil 214 der Gasversorgungseinrichtung 44 (Fig. 10) geöffnet wird, um dem Handstück 42 Gas zu liefern.

Das Gasquelle-Signal an 326 aus dem Schalter 324 (Fig. 13) wird an ein Gas wähl- und Skaliererlogikelement 382 angelegt, wie es in Fig. 10 gezeigt ist. Das Gaswähl- und Skaliererlogikelement 382 gibt ein Be tätigungssignal an den Ventilstellantrieb 210 gemäß dem Pegel des Gasquelle-Signals an 326 ab. Der Ventilstellantrieb 210 betätigt das Gaswählventil 208, damit die eine der beiden Gas quellen 200, 202 gewählt wird, aus der Gas dem Handstück 42 zugeführt werden soll. Das Logikelement 382 wandelt außerdem das analoge "V Strömung"-Signal an 342 in digitale Form um, skaliert es und liefert es bei 356 als das Signal "VF Dig". Der Skalierwert für das "VF Dig"-Signal wird durch das Gasquelle- Signal an 326 gemäß der gewählten Gasquelle festgelegt.

Das Signal, das den Durchflußregler 220 steuert, wird von einem Wählen/Strömung-Spannungswandler 384 geliefert. Das "V Strömung"- Signal an 342 wird an den Wandler 384 angelegt und dient als das Hauptsignal zum Festlegen der Gasströmungsgeschwindigkeit durch den Durchflußregler 220. Das Gasventil-Signal an 380 wird ebenfalls an den Wandler 384 zum Zweck des Steuern des An legens der Steuersignale an den Durchflußregler 220 mit glattem Übergang bei der Aktivierung des Gasförderventils 214 angelegt, um Druck- und Strömungsüberschwingungen oder -stöße zu vermeiden. Das Gasquelle-Signal wird ebenfalls an den Wandler 384 angelegt, und zwar zum Steuern des Durchflußreglers 220 auf lineare Weise relativ zu dem gewählten Gastyp.

Einzelheiten der logischen Steuerschaltung 304 sind in Fig. 14 gezeigt. Das Signal CS GAS an 320 und das CS COAG an 322 werden von dem Steuerschalter 300 (Fig. 12) einzeln an ein Steuerlogik element 386 angelegt. Das Steuerlogikelement 386 liefert ein Signal bei 388, wenn nur das Fördern von Gas aus dem Handstück verlangt wird. Das Signal an 388 wird an ein Verzögerungselement 390 angelegt. Das Verzögerungselement 390 legt sofort ein Signal bei 392 an, wenn das Signal an 388 angelegt wird. Das Verzöge rungselement 390 verzögert jedoch das Abschalten des Signals an 392 für eine vorbestimmte Zeitspanne nach Beendigung des Signals an 388. Das Signal bei 392 wird an ein ODER-Gatter 394 angelegt, und das Ausgangssignal des ODER-Gatters 394 wird das Gasventil signal an 380. Das Gasventilsignal an 380 steuert unter anderem die Förderung von Gas zu dem Handstück, wie es oben beschrieben worden ist. Das Verzögerungselement 390 verhindert die sofortige Beendigung der Gasströmung durch das Handstück, um dem Chirurgen zu gestatten, den elektrischen Strom während der Prozedur schnell ein- und auszuschalten, ohne die Gasströmung zu beendi gen.

Wenn das Steuerlogikelement 389 ein Signal CS COAG an 322 em pfängt, wird ein Signal bei 396 angelegt. Das Signal 396 wird ein Signal "REQ", welches anzeigt, daß das Liefern von elektri schen Strom verlangt wird. Das Signal bei 396 wird ebenfalls an das ODER-Gatter 394 angelegt. Somit erzeugt entweder ein Signal bei 396 oder ein Signal bei 394 das Gasventilsignal bei 380. Demgemäß wird das Anfordern entweder von Gas von dem Steuerschalter her (ein Signal CS GAS bei 320) oder eines elektrochirurgischen Koagulationssignals (das Signal CS COAG bei 322) zur Erzeugung eines Gasventilsignals bei 380 führen. Eine Zeitverzögerungsschaltung 398 empfängt das Signal an 396. Die Verzögerungsschaltung 398 legt ein Signal KHV (d.h. Hochfrequenz abschalten)-Signal bei 400 eine vorbestimmte Zeitspanne nach dem Zeitpunkt an, in welchem das Signal REQ bei 396 den Signalwert L angenommen hat.

Das Signal REQ bei 396 wird außerdem an die Stromversorgungs steuereinrichtung 306 angelegt (Fig. 12 und 16), um das Abgaben von Strom aus der Stromversorgung 308 (Fig. 10) einzuleiten. Das KHV-Signal bei 400 wird schließlich an die Stromversorgung 308 angelegt, um das Liefern von Hochspannung abzuschalten ("zu killen") , welche die Stromversorgung an den HF-Ausgangstreiber 312 (Fig. 12) anlegt.

Gemäß Fig. 14 enthält die logische Steuerschaltung 304 außerdem einen Freuqenzerzeugungstaktgeber 402. Der Taktgeber 402 enthält die herkömmliche Frequenzquelle, beispielsweise einen Quarz oszillator. Der Taktgeber 402 enthält außerdem herkömmliche Frequenzteilerelemente zum Liefern der Signale bei 352. Die Sig nale bei 352 werden selbstverständlich an den Wandler, Treiber und Multiplexer 350 (Fig. 13) angelegt. Der Taktgeber 402 liefert außerdem ein Taktsignal von 1 MHz bei 406. Das Signal bei 406 ist die höchste Frequenz, die durch den Taktgeber 402 geliefert wird, und diese Frequenz wird benutzt, um andere Signale niedri gerer Frequenz zum Steuern der an das Handstück abgebenen HF- Energie, zum Synchronisieren des Umschaltens der Logikelemente desElektrochirurgiegenerators usw. zu gewinnen.

Ein Frequenzteiler 408 empfängt das Taktsignal bei 406. Der Frequenzteiler 408 liefert vier vorbestimmte Signale niedrigerer Frequenz bei 410, 412, 414 und 416. Die Frequenzsignale bei 410, 412, 414 und 416 werden hauptsächlich durch den Elektro chirurgiegenerator benutzt, um das Anlegen und die Dauer der Speise- oder Treiberimpulse zu steuern, welche an den Ausgangs schwingkreis 314 (Fig. 12) abgegeben werden. Die Frequenzsignale 410, 412, 414 und 416 werden an einen Treiberimpulsgenerator 418 angelegt, der "Treiberimpulse" bei 420 erzeugt. Die Treiberim pulse bei 420 werden an die HF-Treiberschaltung 312 (Fig. 12 und 17) zur Steuerung der Abgabe von Energie durch die Stromver sorgung 308 an den Ausgangsschwingkreis 314 (Fig. 12) angelegt.

Ein "Ziel/aktiv" Signal wird bei 422 durch die Lichtbogenmeß schaltung 316 (Fig. 12 und 19) angelegt, wenn in der Fulgurations betriebsart gearbeitet wird. Der Pegel des Ziel/aktiv-Signals bei 422 steuert den Wert der elektrischen Energie, die während Anforderungen von Fulgurationskoagulationswirkungen geliefert wird. Ein UND-Gatter 424 empfängt das Ziel/aktiv-Signal bei 422 und das Signal bei 396 an seinen Eingangsklemmen. Bei dem Vor handensein von beiden H-Signalen bei 422 und 396 liefert das UND-Gatter 424 ein "TAR"-Signal bei 426. Das Signal TAR bei 426 ist während der Abgabe eines Zielwertes der elektrischen Energie an die Nadelelektrode des Handstückes vorhanden. Die Verwendung eines Zielwertes der elektrischen Energie reduziert außerdem die Menge an HF-Energie, die während Zeiten in die Umgebung streut oder übertragen wird, in denen elektrochirurgische Wir kungen nicht mehr erwünscht oder möglich sind, üblicherweise dann, wenn das Handstück zu weit von dem Gewebe entfernt ist.

Das Ziel/aktiv-Signal 422 wird durch einen Inverter 428 inver tiert, und das invertierte Signal wird an einen Eingang eines UND-Gatters 432 angelegt. Das andere Eingangssignal des UND- Gatters 432 ist das Signal bei 396. Wenn das Ziel/aktiv-Signal bei 422 den Wert L hat und das Signal REQ bei 396 den Wert H hat, wird ein Ausgangssignal "ACT" von dem UND-Gatter 432 bei 434 abgegeben. Das Signal ACT ist vorhanden, wenn der Elektro chirurgiegenerator die aktive oder vorbestimmte maximale Menge an Leistung abgibt, die durch den Chirurgen an der Fronttafel steuerung 302 (Fig. 12 und 13) gewählt worden ist.

Wenn das Ziel/aktiv-Signal 422 den Signalwert H hat, wird ein Zielwert der Leistung abgegeben,und das Signal TAR wird ge liefert. Wenn das Ziel/aktiv-Signal 422 den Signalwert L hat, wird eine aktiver oder maximaler Wert der Leistung geliefert, und das Signal ACT wird geliefert. Das invertierte Ziel/aktiv- Signal bei 430 wird außerdem an den Treiberimpulsgenerator 418 angelegt und zum Steuern des Lieferns der Treiberimpulse 420 benutzt.

Das Signal ACT bei 434 wird an den Transistor 436 der Fronttafel steuerung 302 angelegt, wie es in Fig. 13 gezeigt ist. Das Sig nal ACT speist den Transistor 436, wodurch die Anzeigelampe 438 zum Aufleuchten gebracht wird, was anzeigt, daß die aktive Menge an elektrischer Leistung an das Handstück 42 abgegeben wird.

Gemäß Fig. 14 wird ein "ACK"-Signalbei 440 an die logische Steuer schaltung 304 durch die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 (Fig. 16) angelegt. In Verbindung mit der Beschreibung der Stromversorgungssteuereinrichtung 306 wird noch vollständiger beschrieben werden, daß das ACK-Signal bei 440 erscheint, nach dem das REQ-Signal bei 396 angelegt ist und nachdem sich die Stromversorgung bis zu einem bestimmten Grad dem gewünschten aktiven Energieabgabewert genähert hat. Das Signal ACK dient dadurch als eine Bestätigung, daß die Stromversorgung in Betrieb ist.

Das Signal ACK bei 440 und das Strömungsalarmsignal bei 378 werden an eine Verzögerungslogikschaltung 442 angelegt. Die Verzögerungslogikschaltung 442 liefert ein "CGEN"-Signal bei 444 eine vorbestimmte Zeit nach dem Anliegen sowohl des Signals ACK bei 440 als auch des Strömungsalarmsignals bei 378. Das Verzögerungslogikelement 442 stellt logisch fest, daß die Strom versorgung richtig arbeitet (Empfang des ACK-Signals 440) und daß es keine Gasströmungalarmbedingungen gibt, die das richtige Arbeiten des Elektrochirurgiegenerators blockieren würden (Be endigung des H-Pegels des Strömungsalarmsignals 378), bevor das Signal CGEN geliefert wird. Aus Fig. 13 ist zu erkennen, daß der richtige Betriebssignalpegel für das Strömungsalarm signal bei 378 ein Signalwert H ist, der auftritt, wenn ein Strömungsstörungssignal bei 372 den Transistor 374 nicht speist. Das CGEN-Signal bei 444 wird eine vorbestimmte Zeit nach dem Feststellen der richtigen Bedingungen geliefert, die durch die Signale bei 378 und 440 diktiert werden.

Der Treiberimpulsgenerator 418 liefert die Treiberimpulse bei 420 bei Vorhandensein des CGEN-Signals bei 444 und des Ziel/aktiv- Signals bei 422, wie es in Fig. 14 gezeigt ist. Das Ziel/aktiv- Signal bei 422 und das CGEN-Signal bei 444 werden an die Ein gangsklemmen eines UND-Gatters 446 angelegt. Das Ausgangssignal des UND-Gatters 446 wird an die Taktklemme eines Flipflops 448 angelegt. Das Anlegen eines H-Signals an die Taktklemme des Flipflops 448 hat ein H-Ausgangssignal an der Q-Ausgangsklemme des Flipflops 448 zur Folge. Das H-Signal an der Q-Ausgangsklem me und das Ziel/aktiv-Signal bei 422 werden an ein UND-Gatter 450 angelegt. Das Ausgangssignal des UND-Gatters 450 ist ein Zusatz steuersignal bei 452.

Das Zusatzsteuersignal bei 452 wird an die Klemme J eines JK- Flipflops 454 angelegt. Das Frequenzsignal bei 416 wird als ein Taktsignal an die Taktklemme des Flipflops 454 angelegt. Mit dem nächsten Taktimpuls nach dem Anlegen des Zusatzsteuersignals von 452 wird ein H-Ausgangszusatzsignal bei 456 von der Q-Ausgangs klemme des Flipflops 454 geliefert. Das Zusatzsignal bei 456 wird an einen Eingang eines ODER-Gatters 458 angelegt. Solange eines der Eingangssignale an dem ODER-Gatter 458 vorhanden ist, wird ein Treiberimpulssignal bei 420 vorhanden sein. Die Dauer des Zusatzsignals bei 456 wird durch einen monostabilen Multivi brator (MM) 460 festgelegt, der sein Eingangssignal aus der Q- Klemme des Flipflops 454 empfängt. Eine vorbestimmte Zeit, nach dem das Q-Eingangssignal den Signalwert L angenommen hat, lie fert der Multivibrator 460 ein Rücksetzsignal bei 462 zum Rück setzen des Flipflops 454. Der Multivibrator 460 dient deshalb als Einrichtung zum Begrenzen der maximalen Dauer jedes einzel nen Zusatzsignals, das bei 456 angelegt wird, und des sich er gebenden Zusatztreiberimpulses bei 420. Jeder Impuls des Zusatz signals bei 456 wird auf impulsartige Weise wiederholt, solange das Signal bei 452 im H-Zustand bleibt und Impulse bei 416 an gelegt werden. Jedes impulsartige Zusatzsignal bei 456 wird durch jeden Impuls des Frequenzsignals bei 416 eingeleitet und durch das Rücksetzsignal 462 aus dem Multivibrator 460 beendet.

Zum Begrenzen der maximalen Zeit für das Anlegen der impulsarti gen Zusatzsignale bei 456 und damit der Zusatztreiberimpulse bei 420 ist ein monostabiler Multivibrator (MM) 464 mit der Q-Aus gangsklemme des Flipflops 448 verbunden. Nach einer vorbestimm ten maximalen Zeitdauer, während welcher es erwünscht ist, die Zusatzsignalimpulse als Treiberimpulse zu liefern, liefert der Multivibrator 464 ein Rücksetzsignal bei 466 zum Rücksetzen des Flipflops 448. Das Signal an der Q-Ausgangsklemme des Flipflops 448 geht in den L-Zustand und beendet so das Zusatzsteuersignal bei 452, das Zusatzsignal bei 456 und die Zusatztreiberimpulse bei 420. Die Zusatztreiberimpulse ergeben sich, nachdem der aktive Leistungswert beendet worden ist und sich der Zielleistungs wert wieder eingestellt hat oder bei der ersten Abgabe von elek trischer Energie an den Gasstrahl.

Der Zweck der Zusatztreiberimpulse ist es, die Ionisierung des Gasstrahls des Handstücks 42 einzuleiten. Das Einleiten der Ionisierung auf zuverlässige Weise erfordert gewöhnlich eine andere Energiemenge als das Aufrechterhalten des ionisierten Zustands in dem Gas. Gegenwärtig wird bevorzugt, die Zusatz treiberimpulse bei 420 in der Zeitdauer breiter zu machen als die Ziel- und aktiven Treiberimpulse. Die längere Zeitdauer der Zusatztreiberimpulse führt zu mehr Zufuhr von elektrischer Energie zu der Elektrode des Handstücks 42. Allgemein erzeugen die breiteren Zusatztreiberimpulse eine höhere Spannung an der Elektrode des Handstücks 42. Die höheren Spannungen erzeugen ein stärkeres elektrisches Feld, und das die Elektrode umge bende elektrische Feld leitet die ionisierten Bahnen innerhalb des Gasstrahls ein.

Die Schwierigkeit des Einleitens einer ionisierten Bahn zwi schen der Elektrode und dem Gewebe besteht bei fast allen Ar ten von Elektrochirurgiegeräten und beschränkt sich nicht not wendigerweise nur auf diejenigen, bei denen die elektrische Energie durch einen ionisierten Gasstrahl geleitet wird. Dem gemäß ist das Prinzip des Anlegens von Zusatzimpulsen etwas größerer Energie oder Breite zum Einleiten der ionisierten Bahnen eine Verbesserung, die in einer Vielfalt von elektro chirurgischer Ausrüstung anwendbar ist.

Die Zieltreiberimpulse, die bei 420 erzeugt werden, haben eine Zeitdauer oder zeitliche Breite, die kleiner ist als die der Zusatzimpulse, aber ausreicht, um die ionisierten Bahnen und das Zielbündel innerhalb des Gasstrahls aufrechtzuerhalten. Zum Erzeugen der Zieltreiberimpulse wird das Ausgangssignal der Q-Klemme des Flipflops 448 durch einen Inverter 468 inver tiert und an eine Eingangsklemme eines UND-Gatters 470 ange legt. Das Ziel/aktiv-Signal bei 422 wird an die andere Ein gangsklemme des UND-Gatters 470 angelegt. Nachdem das Signal an der Q-Ausgangsklemme des Flipflops 448 in den L-Zustand ge gangen ist, wird ein H-Ausgangssignal von dem Inverter 468 abgege ben. Während Zielbedingungen hat das Ziel/aktiv-Signal bei 422 den Signalwert H. Das UND-Gatter 470 wird dann ein H-Zielsteu ersignal bei 472 an die J-Eingangsklemme eines getakteten JK- Flipflops 474 abgeben. Beim Empfang des ersten Impulses des Frequenzsignals bei 416 wird das JK-Flipflop 474 ein Impuls zielsignal bei 476 an seiner Q-Ausgangsklemme einleiten. Ein monostabiler Multivibrator 478 spricht auf das L-Signal aus der -Ausgangsklemme des Flipflops 474 an und gibt ein Rück setzsignal bei 480 an die Rücksetzklemme des Flipflops 474 am Ende einer vorbestimmten Zeit, nachdem das Signal bei 476 den H-Zustand angenommen hat, ab. Das Flipflop 474 wird rückge setzt, und das Signal bei 476 geht auf L, wodurch ein einzel nes Zielimpulssignal erzeugt wird. Der Multivibrator 478 legt die Breite jedes Zielimpulses fest. Zielimpulssignale werden auf diese Weise erzeugt, solange das Zielsteuersignal bei 472 und das Frequenzsignal bei 416 vorhanden sind. Die Zielimpuls signale bei 476 werden über das ODER-Gatter 458 geleitet und werden Zieltreiberimpulse bei 420.

Die Zeitdauer jedes einzelnen Impulses des Zielimpulssignals bei 476 kann reduziert werden, indem ein Zielleistungsschalt signal oder "TPSW"-Signal bei 482 angelegt wird. Das Signal TPSW ändert die Zeitverzögerung des Multivibrators 478 und reduziert die Breite des Zielimpulses 476. Das TPSW-Signal 482 wird durch die Lichtbogenmeßschaltung 316 (Fig. 12 und 19) geliefert, um den Elektrochirurgiegenerator daran zu hindern, schnell umzuschalten oder zwischen den Ziel- und aktiven Lei stungswerten hin- und herzuschalten, was der Fall sein könnte, wenn das Handstück 42 in Entfernungen ist, wo ein Umschalten zwischen Ziel- und aktiver Leistung erfolgt. Das TPSW-Signal 482 tritt auf, wenn die Lichtbogenmeßschaltung 316 zum ersten Mal einen Lichtbogen erfaßt, der sich von der Handstückelek trode zu dem Gewebe bewegt. Die Breite der Zielimpulse wird sofort reduziert, bis eine vorbestimmte Anzahl von anderen Lichtbögen erfaßt wird, was bedeutet, daß das Handstück in ausreichend enger Nähe bleibt, um die volle Leistung zuzufüh ren. Wenn eine vorbestimmte Zeit verstrichen ist und kein wei terer Lichtbogen erfaßt worden ist, wird das TPSW-Signal been det, was das Wiederzuführen von Zielimpulsen voller Breite be wirkt. Wenn das TPSW-Signal vorhanden ist, ist die Reduktion der Breite und damit der Energie der Zielimpulse nicht so übermäßig, daß die ionisierten Bahnen in dem Gasstrahl zum Erlöschen gebracht werden.

Der Treiberimpulsgenerator 418 liefert aktive Treiberimpulse bei 420 bei dem Auftreten eines aktiven Steuersignals bei 430. Das aktive Steuersignal bei 430 ergibt sich, wenn das Ziel/aktiv-Signal bei 422 in den L-Zustand geht, was eine Be dingung für das Liefern von aktiver Koagulationsenergie an zeigt. Das aktive Steuersignal bei 430 wird an die J-Eingangs klemme eines getakteten, flankengetriggerten JK-Flipflops 484 angelegt. Bei dem nächsten Übergang des Frequenzsignals bei 416, das an die Taktklemme des Flipflops 484 angelegt wird, wird ein Ausgangsimpulssignal aus der Q-Ausgangsklemme des Flipflops 484 eingeleitet. Unmittelbar anschließend, bei ei nem Übergang eines beträchtlich höheren Frequenzsignals bei 410, wird das Flipflop 484 rückgesetzt. Die Ausgangsimpulse des Flipflops 484 werden an eine Impulsdehnschaltung 486 an gelegt. Jeder Impuls wird in der Zeitdauer um ein vorbestimm tes Ausmaß zuverlässig verlängert, das durch die Impulsbeendi gungsverzögerung- oder -dehnungsmerkmale der Schaltung 486 festgelegt wird. Ein aktives Impulssignal bei 488 ergibt sich und wird an das ODER-Gatter 458 angelegt. Das aktive Impulssi gnal bei 488 wird zu den aktiven Treiberimpulsen bei 420, wenn keine anderen Signale an die Eingangsklemmen des ODER-Gatters 458 angelegt werden.

Aus der vorstehenden Beschreibung ist zu entnehmen, daß ein H- Signalwert des Ziel/aktiv-Signals bei 422 die Lieferung der Zusatzimpulssignale bei 456 und der Zielimpulssignale bei 476 steuert und daß ein L-Signalwert des Ziel/aktiv-Signals bei 422 das Liefern des aktiven Impulssignals bei 488 bewirkt. Wenn das Ziel/aktiv-Signal bei 422 auf einem H-Wert ist, wer den die Flipflops 448, 454 und 474 auf die beschriebene Weise aktiviert. Wenn aktive Koagulationsleistung gewünscht wird, geht das Ziel/aktiv-Signal bei 422 auf L, wodurch die Flip flops 448, 454 und 474 gesperrt werden, aber das Flipflop 484 freigegeben wird, welches die aktiven Impulssignale bei 488 liefert. Der Inverter 468 gewährleistet, daß nur das Flipflop 454 oder 474 rechtzeitig Impulssignale liefert. Die Länge der Zeit, während der die Zusatzimpulse geliefert werden, wird durch die Zeitspanne des monostabilen Multivibrators 464 fest gelegt, und diese Zeitspanne wird so vorherbestimmt, daß eine ausreichende Anfangsionisierung in dem Gasstrahl erzielt wird, um die Zielimpulse aufrechtzuerhalten. Nachdem die Ionisierung erfolgt ist und der Multivibrator 464 die Zeitsperre erreicht, beginnt das Flipflop 474, das Zielimpulssignal bei 476 zu lie fern, um die Ionisierung aufrechtzuerhalten und die Koronaent ladung in dem Gasstrahl zu erzeugen. Das Zielimpulssignal bei 476 ist entweder mit seiner vollen oder mit seiner reduzierten Breite vorhanden, bis das Umschalten auf den aktiven Koagula tionsleistungswert erfolgt, in welchem Zeitpunkt das aktive Impulssignal bei 488 erscheint und das Zielimpulssignal bei 476 aufhört. Wenn das aktive Impulssignal endet, weil der Chi rurg das Handstück aus der Nähe des Gewebes entfernt, er scheint wieder das Zielimpulssignal bei 476. Das Zusatzimpuls signal ergibt sich nur bei dem Auftreten jedes ACK-Signals bei 440 und der Umschaltung von einem aktiven Leistungsabgabewert auf einen Zielleistungsabgabewert. Das Anlegen der Zusatzim pulse gewährleistet, daß die Zielimpulse zu allen Zeiten ge bildet werden, wenn keine aktive Leistung vorhanden ist. Es wird daher bei 456, 476 oder 488 gleichzeitig immer nur ein Typ von Impulssignal an die Eingangsklemmen des ODER-Gatters 458 angelegt. Das richtige Arbeiten des Treiberimpulsgenera tors 418 wird ohne Überlappung oder Störung der separaten Im pulssignale bei 456, 476 und 488 gewährleistet.

Einzelheiten der Stromversorgung 308 sind in Fig. 15 darge stellt. Eine herkömmliche Wechselstromquelle 310, beispiels weise eine herkömmliche 110- oder 220-Volt-Wechselstromquelle, liefert der Stromversorgung 308 elektrische Energie über einen herkömmlichen Stecker 490. Eine Primärwicklung 492 eines Netz transformators 494 empfängt den herkömmlichen Wechselstrom uber einen Trennschalter 496. Eine Sekundärwicklung 498 des Netztransformators 494 dient zum Aufwärtstransformieren oder Erhöhen der Ausgangsspannung auf einen vorbestimmten maximalen Wert, der durch den Chirurgiegenerator benutzt werden soll. Ein Hochspannungs(HV)-Triac 500 liegt in dem Stromkreis der Sekun därwicklung 498 des Netztransformators 494. Der Hochspannungs (HV)-Triac 500 wird durch ein "HVTR"-Signal gezündet oder ge triggert, das bei 502 während jeder Halbperiode des durch die Sekundärwicklung 494 gelieferten Wechselstromsignals angelegt wird. Durch Steuern der Zeit des leitenden Zustands des Hoch spannungstriacs 500 während jeder Halbperiode wird die Größe der durch den Triac abgegebenen Leistung gesteuert. Die elek trische Wechselstromleistung wird einer herkömmlichen Dioden gleichrichterbrücke 504 zugeführt. Die Brücke 504 stellt eine Hochspannungsgleichstromversorgung an einem Filterkondensator 506 dar. Die hohe Gleichspannung wird an ein Hochspannungs(HV)- Glättungsfilter 508 und an einen Widerstand 510 angelegt. Ein positives Hochspannungssignal "+HV" ist bei 512 vorhanden, und ein negatives Hochspannungssignal "-HV" ist bei 514 vorhanden. Die elektrische Hochspannungsgleichstromleistung wird von der Stromversorgung 308 bei 512 und 514 abgegeben.

Ein "VSEN"-Signal bei 516 steht in Beziehung zu oder entspricht der Größe der Hochspannung an dem Kondensator 506. Ein Signal, das den geleiteten Strom darstellt, wird bei 518 abgegeben und ist mit "ISEN" bezeichnet. Das Signal ISEN bei 518 wird durch den Strom gebildet, der durch den Widerstand 510 geleitet wird. Das Signal VSEN bei 516 und das Signal ISEN bei 518 werden an die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 (Fig. 12 und 16) als Rückführungssteuersignale zum Festlegen der Zeitsteuerung des HVTR-Signals 502 angelegt. Auf diese Weise wird die Ausgangs leistung der Stromversorgung 308 eingestellt und geregelt.

In dem Fall, in welchem eine Anforderung von aktiver Koagula tionsleistung schnell beendet wird, wird das HVTR-Signal been det, und der Triac 500 wird nichtleitend. Kurz danach wird ein Widerstand 520 durch einen steuerbaren Schalter 522 zu dem Kondensator 506 parallel geschaltet. Das Signal KHV bei 400 dient als Steuersignal zum Schließen des steuerbaren Schalters 522. Wenn der steuerbare Schalter 522 schließt, entlädt der Widerstand 520 den Filterkondensator 506 schnell.

Eine positive und negative Gleichstromleistung relativ nie driger Spannung in bezug auf Masse bei 524 wird durch die Gleichrichterbrücke 526 und die positiven und negativen Fil terkondensatoren 528 bzw. 530 geliefert. Ein kleinerer Teil der Sekundärwicklung 498 liefert den geeigneten Spannungswert für die Gleichrichterbrücke 526. Die positive Gleichstromlei stung wird bei 532 abgegeben und die negative Gleichstromlei stung bei 534. Die Leistungswerte bei 532 und 534 speisen die Logikelemente und andere Steuerelemente des Elektrochirurgie generators. Ein Signal "AC" wird bei 536 von der Sekundärwick lung 498 abgegeben. Das Signal AC bei 536 dient als Signal zum Bestimmen des Nulldurchgangspunkts des Wechselstromleistungs signals in der Sekundärwicklung 498 und wird zum Synchronisie ren des Zündens des Triacs 500 benutzt.

Einzelheiten der Stromversorgungssteuereinrichtung 306 sind in Fig. 16 gezeigt. Das Signal VSEN bei 518 und das Signal ISEN bei 516, die der gemessenen Spannung bzw. dem gemessenen Strom entsprechen, welche von der Stromversorgung 308 (Fig. 15) ge liefert werden, werden an Pufferverstärker 538 bzw. 540 ange legt. Die Ausgangssignale der Pufferverstärker 538 und 540 sind ein Stromversorgungsspannungssignal bei 542 bzw. ein Stromversorgungsstromsignal bei 544. Die Stromversorgungsspan nungs- und -stromsignale werden an die Eingangsklemmen eines Multiplizierers 546 angelegt. Der Multiplizierer 546 multipli ziert die beiden Eingangssignale und liefert ein Ausgangssi gnal bei 548, das in Beziehung zu der Ausgangsleistung der Stromversorgung steht.

Das Stromversorgungsausgangsleistungssignal bei 548 wird an ei ne Eingangsklemme einer Leistungsbegrenzungsschaltung 550 ange legt. Ebenso wird das Stromversorgungsspannungssignal bei 542 an eine Eingangsklemme einer Spannungsbegrenzungsschaltung 552 angelegt. Die anderen Eingangssignale jeder Begrenzungsschal tung 550, 552 werden einer Skalierschaltung 556 entnommen, die mehrere Skalierwiderstände und Transistorschalter enthält. Si gnale zum Steuern des Öffnens und Schließens der Transistor schalter der Skalierschaltung 556 sind ein bei 558 angelegtes Signal "MAK" und ein bei 560 angelegtes Signal "MIK" sowie das bei 426 angelegte Signal TAR. Die Signale MAK und MIK werden aus dem Makro/Mikro-Signal 334 (Fig. 13) gewonnen. Ein Inver ter 561 invertiert das Signal bei 334, um das Signal MAK zu erzeugen. Die Eingangssignale, die durch die Skalierwiderstän de der Skalierschaltung 556 skaliert werden, sind eine durch eine Quelle 562 gelieferte vorbestimmte Spannung und das bei 348 angelegte Signal VACT.

Das Vorhandensein des Signals MAK bei 558 bewirkt, daß das Si gnal VACT bei 348 skaliert und als die zweiten Eingangssignale an die Spannungsbegrenzungsschaltung 552 und an die Leistungs begrenzungsschaltung 550 angelegt wird. Eine gleiche Situation stellt sich in bezug auf das Anlegen des Signals MIK bei 560 ein, mit der Ausnahme, daß dieGrößen der Signale, die an die Leistungs- und Spannungsbegrenzungsschaltungen 550 bzw. 552 angelegt werden, im Vergleich zu den Größen derjenigen Signale, die angelegt werden, wenn das Signal MAK bei 558 vorhanden ist, unterschiedlich sind. Wenn das Signal TAR bei 426 vorhanden ist, wird die Größe der Spannung der Quelle 562 nach unten ska liert und dann diese Spannung an die zweiten Eingangsklemmen der Leistungs- und Spannungsbegrenzungsschaltungen angelegt. In allen Fällen erfolgt die Skalierung als Ergebnis der Wider stände, die mit dem Eingangssignal in Reihe geschaltet werden, weil die Transistorschalter leitend werden. Die Werte der Wi derstände werden so gewählt, daß sich vorbestimmte geeignete Werte an den Begrenzungsschaltungen ergeben, mit denen das Stromversorgungsspannungssignal bei 542 und das Stromversor gungsausgangsleistungssignal bei 548 verglichen werden. Die Signale bei 564 und 566 werden die Leistungs- und Spannungsbe grenzungssignale.

Die Leistungsbegrenzungsschaltung 550 vergleicht das Stromver sorgungsausgangsleistungssignal bei 548 mit dem Leistungsrefe renzsignal bei 564 und liefert ein Leistungsfehlersignal bei 572, das in Beziehung zu der Größe der Differenz zwischen der Größe der Leistung, die die Stromquelle 308 tatsächlich lie fert, und der Größe der verlangten Leistung, die durch das Si gnal VACT festgelegt ist, steht. Ebenso vergleicht die Span nungsbegrenzungsschaltung 552 das Stromversorgungsspannungssi gnal bei 542 mit dem Spannungsbegrenzungssignal bei 566 und liefert ein Spannungsfehlersignal bei 573, das in Beziehung zu der Größe der Differenz zwischen der Stromversorgungsausgangs spannung und der maximalen zulässigen Ausgangsspannung, die durch das Begrenzungssignal bei 566 festgelegt wird, steht.

Die Fehlersignale 572 und 573 aus den Begrenzungsschaltungen 550 bzw. 552 haben entgegengesetzte Polarität. Beispielsweise kann das Leistungsfehlersignal bei 572 aus der Leistungsbe grenzungsschaltung 550 ein positivgehendes Fehlersignal sein, während das Spannungsfehlersignal bei 573 aus der Spannungsbe grenzungsschaltung 552 ein negativgehendes Fehlersignal ist. Die Fehlersignale 572 und 573 entgegengesetzter Polarität wer den an die Eingangsklemmen eines herkömmlichen Sägezahngenera tors 574 angelegt. Die Fehlersignale entgegengesetzter Polari tät werden in dem Sägezahngenerator 574 zu einem Gesamtfehler signal addiert, dessen absolute Größe in Beziehung zu der Dif ferenz der Fehlersignale bei 572 und 573 steht. Dieses Absolut größenfehlersignal steuert den Sägezahngenerator 574. Ein Aus gangssignal bei 576 aus dem Sägezahngenerator steigt in bezug auf die Zeit im allgemeinen periodisch an, wobei die Anstiegs geschwindigkeit in Beziehung zu der absoluten Größe des Fehler signals steht. Das Signal bei 576 bestimmt den Phasenwinkel zündpunkt, in welchem der Triac 500 (Fig. 15) während jeder Halbperiode des zugeführten gleichgerichteten Wechselstroms getriggert wird. Ein Nulldurchgangssignal wird bei 578 aus ei nem herkömmlichen Nulldurchgangsdetektor 580 angelegt. Das Si gnal AC bei 536 wird an den Nulldurchgangsdetektor 580 ange legt, um das Nulldurchgangspunktsignal bei 578 in Synchronis mus mit dem Auftreten jeder Halbperiode des gleichgerichteten Wechselstroms der Stromversorgung zu bilden.

Ein Phasenwinkelimpulsgenerator 582 liefert einen Ausgangs steuerimpuls bei 583 während jeder Halbperiode des gleichge richteten Netzwechselstroms, und die Breite und/oder Dauer die ses Impulses wird durch das Zündpunktsignal 576 und das Null durchgangssignal bei 578 gesteuert. Das Halbperiodensteuerim pulssignal 583 wird an eine Logikschaltung 584 angelegt. Die Logikschaltung 584 wird durch das Steuerimpulssignal 583 ge triggert und steuert einen Transistor 585 in Beziehung zu dem Steuerimpulssignal 583. Der Transistor 585 wird einge schaltet und liefert das Signal HVTR bei 502 zum Steuern des Triacs 500 der Stromversorgung 308 (Fig. 15).

Das Signal ACK bei 436 wird durch eine Überspannungstorschal tung 586 gewonnen. Die Überspannungstorschaltung 586 emp fängt das Signal REQ bei 396 und ein Signal aus der Span nungsbegrenzungsschaltung 552. Solange das Stromversorgungs spannungssignal bei 542 kleiner als das oder gleich dem Span nungsanforderungssignal bei 566 ist, ist bei 587 ein Tor steuersignal vorhanden. Die Überspannungstorschaltung 586 leitet das Signal REQ bei 396 als das Signal ACK bei 436, solange das Torsteuersignal bei 587 vorhanden ist. Das Vor handensein des Signals ACK bei 436 bedeutet daher, daß ein akzeptabler Betrieb des Elektrochirurgiegenerators möglich ist. Das ACK-Signal 436 muß an die Logikschaltung 584 ange legt werden, um zu bewirken, daß das Steuerimpulssignal 583 aus dem Phasenwinkelimpulsgenerator 582 geformt und an den Transistor 585 angelegt wird.

Einzelheiten des HF-Treibers 312 sind in Fig. 17 gezeigt. Einzelheiten des Ausgangsschwingkreises 314 sind in Fig. 18 gezeigt. Der HF-Treiber 312 und der Ausgangsschwingkreis 314 stimmen mit den entsprechenden Schaltungen im wesentlichen überein, die in der US-PS 44 29 694 beschrieben sind. Die Be schreibung wird deshalb hier vereinfacht.

Bei der HF-Treiberschaltung 312, die in Fig. 17 gezeigt ist, werden die Treiberimpulse bei 420 und das Hauptfrequenzsig nal von 1 MHz bei 406 an eine Phasen- und Zeitsteuerschal tung 600 angelegt. Die Phasen- und Zeitsteuerschaltung 600 liefert eine Reihe von Phasentreiberimpulsen an Leiterklem men 602 und 604. Die Phasentreiberimpulse treten mit einer Frequenz auf, die durch die Treiberimpulse bei 420 fest gelegt wird, und zwar synchronisiert durch das Hauptfre quenzsignal bei 406. Nach dem Liefern jedes Phasentrei berimpulses bei 602 und 604 liefert die Phasen- und Zeit steuerschaltung 600 einen löschenden Treiberimpuls an den Klemmen 603 und 605. Die Phasentreibersignale treten gleich zeitig bei 602 und 604 auf, und die löschenden Treibersig nale treten gleichzeitig bei 603 und 605 auf.

Die Signale bei 602 und 603 sowie bei 604 und 605 werden an ihre eigene Schaltertreiberschaltung 608 angelegt. Zur Ver einfachung der Erläuterung ist in Fig. 17 nur eine Schalter treiberschaltung 608 verbunden mit den Klemmen 604 und 605 gezeigt. Eine weitere Schaltertreiberschaltung, die mit der gezeigten Schaltung 608 identisch ist, aber nicht darge tellt ist, ist mit den Klemmen 602 und 603 verbunden.

Jede Schaltertreiberschaltung 608 enthält ihre eigene in der Mitte angezapfte Primärwicklung 610 eines einzelnen Treiber transformators 612. Das Treiberimpulssignal bei 604 speist den Transistor 614 der Schaltertreiberschaltung 608, wodurch die Primärwicklung 610 des Treibertransformators 612 veran laßt wird, einen magnetischen Fluß in jeder der beiden Aus gangswicklungen 618 des Treibertransformators 612 zu indu zieren. Das Löschimpulssignal bei 605 speist den Transistor 616, um einen entgegengesetzten Magnetfluß in jeder der Aus gangswicklungen 618 zu induzieren. Das Erzeugen von sowohl positiven als auch negativen Flüssen in dem Treibertransfor mator 612 hat den Vorteil, daß sehr schnelle und positive Ein- und Ausschaltzustände für die Hochstromschalter 620 er zeugt werden. Das ist ein Vorteil wegen der Geschwindigkeit, mit der das Umschalten in dem Ausgangsschwingkreis 314 er folgt.

Zwei gleiche Hochstromschalter 620, von denen jeder seine eigene Wicklung 618 enthält, sind mit jedem Treibertransfor mator 612 verbunden. Jeder Hochstromschalter 620 enthält zwei Hochstrom-FET-Transistoren 622, die parallel geschaltet sind. Der magnetische Fluß in der Wicklung 618 erzeugt ein Signal zum Speisen der Transistoren 622, um Strom zwischen den Schal terklemmen 624 zu leiten. Ein induzierter magnetischer Fluß in der entgegengesetzten Richtung in den Wicklungen erzeugt ein Signal zum Abschalten der Transistoren 622. Die Transistoren 622 in den anderen Hochstromschaltern 620 werden gleichzeitig durch die Treiber- und Löschimpulse bei 602 und 603 ein- bzw. ausgeschaltet. Demgemäß werden alle vier Hochstromschalter 620 gleichzeitig leitend und nichtleitend gemacht.

Einzelheiten des Ausgangsschwingkreises 314 sind in Fig. 18 gezeigt. Vier Hochstromschalter (SW 1-SW 4) 620 (Fig. 17) sind elek trisch in Reihe geschaltet. Das Anlegen der Treiberimpulssi gnale bewirkt, daß dalle vier Hochstromschalter 620 gleichzei tig leitend werden. Die hohe Spannung an den Klemmen 512 und 514 aus der Stromversorgung 308 (Fig. 15) lädt einen Schwing kreis 632 während der Zeit auf, während der die Hochstrom schalter 620 leitend sind. Ein Kondensator 630 ist Teil des Schwingkreises 632, der ebenfalls einen Ausgangstransformator 634 enthält, welcher eine Primärwicklung 636 und eine Sekun därwicklung 638 hat. Die Primärwicklung 636 wird so bei hohem Strom mit elektrischer Energie aus den Leitern 512 und 514 geladen, wenn die Hochstromschalter 620 gleichzeitig leitend sind. Wenn die Hochstromschalter 620 gelöscht oder nichtlei tend sind, beginnt der Schwingkreis 632, mit seiner Eigenfre quenz zu schwingen. Die Eigenfrequenz wird hauptsächlich durch die effektive Induktivität der Primärwicklung 636 und durch die Kapazität des Kondensators 630 bestimmt. Eine Leerlaufei genfrequenz von ungefähr 500-600 kHz hat sich als zufrieden stellend erwiesen. Ein Meßtransformator 640 ist mit dem Schwingkreis 632 in Reihe geschaltet.

Elektrische Energie wird aus dem Ausgangsschwingkreis 632 zu der Sekundärwicklung 638 des Ausgangstransformators 634 und über Trennkondensatoren 642 zu dem Handstück 42 und dem Gewe be 62 (Fig. 4) übertragen. Die Impedanz, die in dem Handstück 42 erzeugt wird, die Impedanz, die bezüglich der Lichtbögen in den ionisierten Bahnen des Gasstrahls auftritt, und die Impe danz oder der Widerstand des Gewebes üben eine Dämpfungswir kung auf die elektrische Energie in dem Schwingkreis 632 aus. Zum Auffüllen der Energie in dem Schwingkreis 632 nach jedem Abklingzyklus werden die Hochstromschalter 620 mit einer vor bestimmten Folgefrequenz ein- und ausgeschaltet, die beträcht lich kleiner ist als die Eigenfrequenz des Schwingkreises 632 und das Hochfrequenzsignal, das an den Gasstrahl angelegt wird. Unter Belastungsbedingungen können einige Eigenreaktan zen in dem Gewebe und den Energielieferbahnen die Leerlauffre quenz des Hochfrequenzchirurgiesignals im Vergleich zu der Ei genfrequenz des Schwingkreises tatsächlich modifizieren.

Das Hochfrequenzchirurgiesignal ist während der chirurgischen Prozedur im wesentlichen nichtstrahlend, weil die elektrisch leitenden Bahnen in dem Gasstrahl dem Energiefluß einen nie drigeren Widerstand darbieten als Strahlungsenergiebahnen. So bald die elektrisch leitenden Bahnen zu dem Gewebe gebildet sind, hört jede Strahlungskomponente der Energieübertragung wegen der elektrisch leitenden Eigenschaften der ionisierten Bahnen in dem Gasstrahl auf.

Der Meßtransformator 640 des Ausgangsschwingkreises 632 lie fert Signale "+SNS" und "-SNS" bei 644 bzw. 646. Diese Signale bei 644 und 646 stellen eine Anzeige eines belasteten oder ei nes unbelasteten Zustands des Ausgangstransformators 634 dar und werden durch die Lichtbogenmeßschaltung benutzt, um vom Zielwert der abgegebenen Leistung auf den aktiven Wert der ab gegebenen Leistung umzuschalten.

Einzelheiten der Lichtbogenmeßschaltung 316 sind in Fig. 19 gezeigt. Die Signale +SNS und -SNS aus dem Ausgangsschwing kreis 318 (Fig. 18) werden bei 644 bzw. 646 angelegt. Die ver schiedenen Frequenzsignale werden bei 412, 414 und 416 ange legt. Das Makro/Mikro-Signal wird bei 334 angelegt, und das Signal VACT wird bei 348 angelegt, nachdem es aus der Frontta felsteuerung 308 (Fig. 13) durch die logische Steuerschaltung 304 (Fig. 14) geleitet worden ist. Das Signal CGEN wird bei 444 aus der logischen Steuerschaltung 304 (Fig. 14) angelegt. Aufgrund des Anlegens dieser verschiedenen Frequenzsignale liefert die Lichtbogenmeßschaltung 316 das Ziel/aktiv-Signal bei 422 zum Steuern des Ziel- oder des aktiven Werts der durch den Elektrochirurgiegenerator an das Handstück während der Ma krobetriebsart abgegebenen elektrischen Leistung. Während der Mikrobetriebsart erfolgt keine Umschaltung von Werten der durch den Elektrochirurgiegenerator abgegebenen elektrischen Leistung, und zwar wegen der relativ niedrigen Leistung, die während der Mikrobetriebsart abgegeben wird. Das Signal TPSW wird bei 482 durch die Lichtbogenmeßschaltung 316 abgegeben. Das Signal TPSW wird benutzt, um die Größe der Zielleistung auf einen vorbestimmten Wert zu reduzieren, um sicherzustel len, daß das Handstück 42 in ausreichend enge Nähe des Gewebes bewegt worden ist, bevor auf den aktiven Leistungswert umge schaltet wird, wodurch das Hin- und Herschalten zwischen dem aktiven und dem Zielwert verhindert wird, wenn das Handstück 42 in Zwischenpositionen ist, wo das Umschalten normalerweise erfolgen würde, wie es oben beschrieben worden ist.

Das Signal +SNS bei 644 und das Signal -SNS bei 646 werden an eine Z-Diode 648 angelegt. Die Z-Diode 648 verhindert, daß der Signalpegel einen vorbestimmten Kippwert der Diode über steigt, und hält die Polarität des an einen Tor- oder Zeit fenstergenerator 650 angelegten Signals aufrecht. Die Fre quenzsignale bei 412, 414 und 416 steuern den Fenstergenerator 650, um eine kurze vorbestimmte Zeitspanne oder ein Zeit-"Fen ster" zu erzeugen, während welchem das an den Generator 650 angelegte Eingangssignal durch diesen hindurchgeleitet und als Ausgangssignal bei 654 angelegt wird. Dieses Zeitfenster tritt während jedes Abklingzyklus des Schwingkreises 632 (Fig. 18) auf. Das Frequenzsignal bei 416 gewährleistet, daß das Zeit fenster aus dem Generator 650 in Synchronismus mit dem Ab klingzyklus auftritt, weil das Frequenzsignal bei 416 die Stromversorgung der Hochstromschalter 620 (Fig. 18) steuert, während welcher der Schwingkreis gespeist wird.

Das Signal an der Z-Diode 648 repräsentiert die Belastungs kennlinien an der Sekundärwicklung 632 des Ausgangstransfor mators 634 (Fig. 18). Unter Belastung wird das Signal, das während des durch den Generator 650 festgelegten Zeitfensters geleitet wird, im wesentlichen ein konstanter Wert oder eine ebene Linie sein, weil die Schwingungen aus dem Schwingkreis durch die Belastung, der die Energie aus dem Handstück 42 zu geführt wird, beträchtlich gedämpft worden sind. Wenn die Se kundärwicklung 638 des Ausgangstransformators 634 (Fig. 18) nicht unter Belastung ist und kein wesentlicher Strom gelei tet wird, treten Impulse als Signale bei 644 und 648 auf, weil keine nennenswerte Dämpfung des Schwingkreises erfolgt ist. Während der Zeitspanne, während der das Zeitfenster of fen ist, wird der Generator 650 einige dieser Impulse als ein Signal bei 654 durchlassen, und diese Impulse werden als das Eingangssignal an die Eingangsklemme des A/D-Wandlers 656 an gelegt.

Der A/D-Wandler 656 arbeitet in Synchronismus mit dem Fre quenzsignal bei 416. Der Wandler 656 wird daher bei jedem Ab klingzyklus in einer vorbestimmten synchronisierten Beziehung zu dem Auftreten jedes durch den Fenstergenerator 650 erzeug ten Zeitfensters einmal in Betrieb gesetzt. Das konstante oder eine ebene Kennlinie darstellende Signal bei 654, das wärend der belasteten Zustände erscheint, wird durch den A/D-Wandler 656 in ein logisches Nullausgangssignal bei 658 umgewandelt. Der Wandler 656 liefert eine synchronisierte Impulsfolge mit der Frequenz bei 416, wenn ein impulsförmiges Signal bei 654 eine unbelastete Sekundärwicklung des Ausgangstransformators des Ausgangsschwingkreises repräsentiert.

Die Signale bei 658, entweder eine logische Null oder eine synchronisierte Impulsfolge, werden an die Eingangsklemmen ei nes Impulsstoßdetektors 660 und eines Fehlimpulsdetektors 662 angelegt. Allgemein hat der Fehlimpulsdetektor 662 die Aufga be, die synchronisierte Impulsfolge bei 658 zu untersuchen und festzustellen, ob Impulse aus der Impulsfolge fehlen. Nachdem eine vorbestimmte Anzahl von nacheinander fehlenden Impulsen festgestellt worden ist, die das Auftreten eines Be lastungszustands an dem Ausgangsschwingkreis repräsentiert, liefert der Fehlimpulsdetektor 662 ein Signal, welches das Auftreten eines Belastungszustands anzeigt. Die Ausgangssi gnale des Fehlimpulsdetektors 662 werden benutzt, um die Aus gangsleistung von dem Zielwert auf den aktiven Wert umzuschal ten und/oder die Zielwertleistung auf die vorbestimmte Größe zu reduzieren, um Hin- und Herschalten zu verhindern, indem das Signal TPSW geliefert wird. Allgemein hat der Impulsstoß detektor 660 die Aufgabe, das logische Nullsignal bei 658 zu überprüfen und das Auftreten der synchronisierten Impulse zu bestimmen. Bei dem Auftreten einer vorbestimmten Anzahl von synchronisierten Impulsen liefert der Impulsstoßdetektor 660 das Signal, welches anzeigt, daß ein Leerlauf- oder unbelaste ter Zustand aufgetreten ist. Das Ausgangssignal aus dem Im pulsstoßdetektor 660 wird benutzt, um das Umschalten des elek trischen Ausgangsleistungswertes von dem aktiven Wert auf den Zielwert zu bewirken.

Da der Impulsstoßdetektor 660 und der Fehlimpulsdetektor 662 den Ausgangsleistungswert nur in der Makrobetriebsart umschal ten, wird das Makro/Mikro-Signal bei 334 an beide Detektoren als ein Eingangssteuersignal angelegt. Das Makro/Mikro-Signal steuert die Detektoren 660 und 662, damit diese nur arbeiten, wenn die Makrobetriebsart gewählt worden ist. Es ist festge stellt worden, daß die Reduktion der Leistung von dem Zielwert vor dem Abgeben der vollen aktiven gewählten Leistung unnötig ist, wenn die maximale aktive gewählte Leistung größer als ir gendein vorbestimmter Schwellenwert, beispielsweise von 50 Watt, ist. Demgemäß wird das Signal VACT bei 348, welches die aktive maximale gewählte Leistung darstellt, an einen Lei stungswertdetektor gelegt. Der Leistungswertdetektor 666 legt den vorbestimmten Schwellenwert der gewählten aktiven Leistung fest, bei dem die Reduktion der Zielleistung er wünscht ist, und gibt ein Ausgangssignal bei 664 an den Fehl impulsdetektor 662 ab, wenn das VACT-Signal 348 einen Lei stungswert darstellt, der kleiner als der vorbestimmte Schwel lenwert ist. Das Signal bei 664 steuert den Fehlimpulsdetektor 662, um die Abgabe des Signals TPSW bei 482 nur dann zu bewir ken, wenn das Signal VACT bei 348 einen maximalen aktiven ge wählten Leistungswert darstellt, der kleiner ist als der vor bestimmte Schwellenleistungswert, wo das Umschalten erwünscht ist.

Eine Zeitsteuerlogikschaltung 668 empfängt das Frequenzsignal bei 416 und gibt Synchronisiersignale bei 669 und 670 an den Fehlimpulsdetektor 662 bzw. den Impulsstoßdetektor 660 ab. Die Detektoren 660 und 662 arbeiten daher auch synchron mit dem Frequenzsignal 416 und dem Signal bei 658. Die Detektoren 660 und 662 sind grundsätzlich wiedertriggerbare Multivibratoren. Bei der Erfassung einer vorbestimmten Anzahl von fehlenden Im pulsen wird der Fehlimpulsdetektor 662 getriggert, um ein Aus gangssignal bei 672 abzugeben. Die vorbestimmte Anzahl von Im pulsen wird durch ein internes Taktnetzwerk des Detektors 662 wahlweise festgelegt. Ebenso gibt bei der Erfassung des Auftre tens einer vorbestimmten Anzahl von Impulsen bei 658 der Im pulsstoßdetektor 660 ein Signal bei 671 ab. Die Signale bei 671 und 672 werden an ein ODER-Gatter 673 angelegt, und das Ausgangssignal des ODER-Gatters 673 wird an die Zeitsteuerlo gikschaltung 668 angelegt. Die Logikfunktion der Schaltung 668 bewirkt das Umschalten des Pegels des Signals bei 422, damit das Ziel/aktiv-Signal die gewünschte Funktion erzielt.

Zum Erzeugen des Signal TPSW bei 482 gibt der Fehlimpulsdetek tor 662 ein Signal bei 674 an einen Taktgeber 675 ab, und zwar bei dem Auftreten wenigstens eines fehlenden Impulses, was bei 658 erfaßt wird. Der Leistungswertdetektor 666 gibt ein Signal bei 664 ab, und das Signal bei 664 bewirkt, daß der Fehlimpuls detektor 662 zuerst das Signal 674 statt das Signal bei 672 abgibt. Aufgrund eines Signals bei 674 liefert der Taktgeber 675 sofort das Signal TPSW bei 482 und hält dieses Signal für eine vorbestimmte Zeitspanne, beispielsweise von 1,5 Sekunden, aufrecht, nachdem der erste fehlende Impuls erfaßt worden ist.

Die Funktion des Taktgebers 675 ist es, sicherzustellen, daß das Handstück 42 absichtlich und positiv in eine vorbestimmte Nähe des Gewebes bewegt worden ist, bevor der aktive Leistungswert abgegeben wird. Durch Vorsehen einer Zeitsteuerfunktion in Form des Zeitgebers 675 führen sporadische, schnelle Bewegungen des Handstücks 42 in ausreichend enge Nähe des Gewebes nicht zum Hin- und Herschalten des Leistungswerts Zwischen dem aktiven Wert und dem Zielwert. Da das Signal TPSW den reduzierten Ziellei stungswert für die vorbestimmte Zeitspanne aufrechterhält, die durch den Zeitgeber 675 festgelegt wird, wird der aktive Lei stungswert zuverlässig nur geliefert, wenn der Chirurg das so wünscht.

Das Signal CGEN bei 444 aus der logischen Steuerschältung 304 steuert die Zeitsteuerlogikschaltung 668, damit diese auf die beschriebene Weise nur dann arbeitet, wenn das Signal CGEN bewirkt, daß der Treiberimpulsgenerator 418 der logischen Steuer schaltung 304 (Fig. 14) auf die beschriebene Weise arbeitet und die Treiberimpulse liefert.

Die Unterschiede im elektrischen Betrieb des Elektrochirurgiege nerators in der Makro- und Mikrobetriebsart wirken mit den ver schiedenen Arten von Gasen zusammen, die bei den beiden Betriebs arten benutzt werden. Die Art, die Strömungsgeschwindigkeit und die Eigenschaften der Gase sind in der Makro- und in der Mikro betriebsart beträchtlich voneinander verschieden.

Gaseigenschaften

Eine der wichtigsten Eigenschaften des Gasstrahls 54 (Fig. 4) ist, daß er eine ausreichend hohe Strömungsgeschwindigkeit hat, um angesammelte Fluids, z.B. eine Flüssigkeit wie Blut, von dem Ge webe zu entfernen. Das Entfernen von Flüssigkeiten ist eine praktische Notwendigkeit, weil es der elektrischen Energie aus dem Bündel gestattet, in das Gewebestroma einzudringen und den Schorf zu erzeugen. Ohne ausreichende Flüssigkeitsbeseitigung hat die elektrische Energie nur eine Auswirkung auf die Ober fläche der strömenden Flüssigkeit, wodurch nur eine vorübergehend geronnene Masse erzeugt wird, die sich unter dem Einfluß von zusätzlich entweichenden Flüssigkeiten gewöhnlich bald ablöst. Mit einer ausreichenden Gasströmungsgeschwindigkeit können die Flüssigkeiten entfernt oder zurückgehalten werden, so daß die elektrische Energie die Oberfläche des Gewebes erreichen und in das Gewebestroma eindringen kann, um einen verbesserten Schorf in dem Gewebestroma zu erzeugen und dadurch eine verbesserte Koagulation zu erzielen.

Die Gasströmungsgeschwindigkeit oder -durchflußleistung variiert gemäß der Betriebsart und dem Typ des benutzten Gases. Typisch wird die Fulgurations- oder Makrobetriebsart zur Verwendung bei stark durchströmten, blutenden Geweben gewählt. Eine relativ hohe Gasströmungsgeschwindigkeit ist wegen des fortgesetzten und erneuten Vorhandenseins von Flüssigkeiten erwünscht. Da die wirksame Koagulation bei diesem Gewebetyp im allgemeinen ein Lichtbogenlochreticulum und eine darunterliegende, thermisch ausgetrocknete Schicht verlangt, wird ein Typ von Gas benutzt, das elektrische Energie in Lichtbögen ohne weiteres leitet, da mit Lichtbögen diese Art von Einwirkung auf das Gewebe erziel bar ist. Die thermische Desikkations (Austrocknungs)- oder Mikro betriebsart wird im allgemeinen gewählt, wenn Koagulationswir kungen an relativ heiklen, dünnen Geweben, wie beispielsweise dem Gekröse, erwünscht sind. Wegen der heikleren Natur dieser Betriebsart und des relativen Nichtvorhandenseins von Flüssig keiten wird üblicherweise eine wesentlich reduzierte Strömungs geschwindigkeit oder -durchflußleistung benutzt. Bei dem Gastyp, der in der Mikrobetriebsart benutzt wird, sollte es sich um einen handeln, der leicht ionisierbar ist und elektrische Energie in dem Strahl als einen diffusen Strom überträgt, ohne Licht bögen zu erzeugen.

Der gegenwärtig bevorzugte Gastyp für die Fulguration ist reines Argon. Es ist festgestellt worden, daß Argon Lichtbögen bei den Leistungswerten ohne weiteres aufrechterhält, die notwendig sind, um die Lichtbogenlochreticulum- und thermischen Desikka tionsschichten zu erzeugen, die den Fulgurationsschorf kenn zeichnen. Diese Leistungswerte liegen im allgemeinen in dem Be reich von 40 bis 200 Watt. Weiter hat Argon eine größere Dichte als Luft und entfernt deshalb leichter Flüssigkeiten und den Sauerstoff aus der Luft von der Operationsstelle. Das Elime nieren von Sauerstoff von der Operationsstelle verhindert über mäßige Erhitzung und Verkohlung des Gewebes. Durchflußleistungen oder Durchsätze zwischen 4 und 13 l/min aus einer Handstückdüse 52 (Fig. 6) mit einem Durchmesser von ungefähr 2,54 mm (0,100 Zoll) haben wirksame Fluidentfernungs- und Lichtbogenenergie übertragungseigenschaften bei einem Abstand von ungefähr 0,5 bis 1,5 cm zwischen der Spitze des Handstücks und dem Gewebe an der Operationsstelle ergeben. Dieser relativ hohe Durchsatz des aus der Düse der angegebenen Größe austretenden Gases erzeugt Lichtbogenbahnen, die eine mittlere Lebensdauer haben, die kür zer ist als die mittlere Lebensdauer einer herkömmlichen elek trochirurgischen aktiven Elektrode, was zur Folge hat, daß die Menge an elektrischer Energie, die durch jeden einzelnen Licht bogen auf einer Bahn übertragen wird, reduziert wird. Es ergeben sich jedoch beträchtlich mehr einzelne Lichtbogenbahnen. Es er folgt eine gleichmäßigere Verteilung der elektrischen Energie über dem Gewebe an der Operationsstelle wegen der größeren An zahl von Lichtbogenbahnen. Die relativ hohe Gasdurchflußleistung kann auch Aufschäumen des Blutes verursachen, das unter Umstän en erwünscht ist, um den Blutstillvorgang zu unterstützender Zündspannungspunkt, in dem Ärgon ionisiert wird und der des halb zu den Lichtbogenbahnen führt, ist relativ hoch. Dieser Zündpunkt hält in Zusammenwirkung mit den relativ hohen Leistungswerten die Lichtbogenbahnen bei den Gasdurchflußlei stungen während der Fulguration aufrecht. Jegliches Argon, das in dem strömenden Blut des Patienten aufgenommen wird, wird bei dem ersten Durchgang durch die Lungen entfernt.

Zur thermischen Desikkation wird ein Gas gewählt, das eine nied rigere Überschlags- oder Zündspannung und eine niedrigere Impe danz hat. Helium wird bevorzugt. Wegen der relativ niedrigen Zündspannung ist es möglich, Helium zu ionisieren, um relativ niedrige Energiewerte, zum Beispiel 3 bis 20 Watt, zu dem Ge webe als diffusen Strom und ohne das Einleiten von Lichtbögen in dem Gasstrahl zu übertragen. Durchsätze von ungefähr 0,8 bis 1,6 l/min von aus einem Handstück mit der oben angegebenen Größe und in einem Abstand von 0,5 bis 1,5 cm von dem Gewebe und bei dem Energieabgabewert von 3 bis 20 Watt austretenden Gas ergeben thermische Austrocknungswirkungen, von denen angenommen wird, daß sie in der Elektrochirurgie noch nie zuvor erreicht worden sind. In den meisten Fällen, wo die thermischen Austrocknungs wirkungen in der Mikrobetriebsart erwünscht sind, werden wesent liche Fluidbeseitigungsprobleme nicht auftreten. Der relativ geringere Gasdurchsatz stellt deshalb beim Entfernen von Fluid kein besonderes Problem dar. Der Gasdurchsatz ist jedoch aus reichend hoch, um die inerte Atmosphäre an der Operationsstelle aufrechtzuerhalten, indem die Wirkungen der umgebenden Luft, die bestrebt sind, das leichtere Helium zu verdrängen, überwunden werden.

Durch Erhöhen der elektrischen Leistungsabgabe des Elektrochirur giegenerators wesentlich über etwa 20 Watt wird das Helium eben falls in Lichtbogenbahnen aufbrechen und einzelne Lichtbögen aufrechterhalten, die individuelle Mengen von zerstörerischer Energie enthalten, statt eines diffusen, keinen Lichtbogen bildenden Stroms. Fulgurationswirkungen können daher auch durch Helium erzielt werden, wenn der Elektrochirurgiegenerator so ge steuert wird, daß er wesentlich größere elektrische Leistung an das Gewebe abgibt.

Ein Inertgas wird in beiden Betriebsarten bevorzugt. Das Inert gas verhindert Oxidation des Gewebes und deshalb Verbrennung und Verkohlung, die bei an Luft ausgeführter Elektrochirurgie normalerweise auftreten. Ein Inertgas hat eine relativ vorher sagbare Spannungsüberschlagscharakteristik, die das Einleiten der Ionisation aufgrund der Zusatz- und Zielimpulse steuerbar macht. Die Energiewerte der Zusatz- und Zielimpulse können an die Durchschlagseigenschaften des gewählten besonderen Gases angepaßt werden. Weiter gestatten die vorhersagbaren Durch schlagseigenschaften des Gases eine bessere Regulierung der elektrisch leitenden und Lichtbögen übertragenden Bahnen in dem Gasstrahl.

Impedanzkennlinie des Elektrochirurgiegenerators

Zum Erzielen von verbesserten Koagulations- und Gewebewirkungen müssen die Innenimpedanzkennlinien des Elektrochirurgiegenera tors relativ breit sein, um die Möglichkeit von beträchtlicher Leistungsübertragung in das Gewebe in einem breiten Impedanz bereich zu bieten. Ohne die Möglichkeit der Übertragung von beträchtlicher Leistung in sowohl hohe als auch niedrige Impe danzen sind die verbesserten Gewebewirkungen sehr schwierig er zielbar.

Die Kurve der Belastung über der inneren Generatorimpedanz, die für eine klinische Wirksamkeit erforderlich ist, ist sehr breit und vorzugsweise relativ eben, wie es in Fig. 20 gezeigt ist. Die Kurve 700 veranschaulicht die Ausgangsleistung, die ein Elektrochirurgiegenerator nach der Erfindung, der in der Makro betriebsart bei ungefähr 100 Watt gewählter Leistung arbeitet, abgegeben wird. Die Kurve 702 zeigt einen ähnlichen Umstand, wo eine Leistung von ungefähr 50 Watt zur Abgabe gewählt worden ist. Die Kurven 700 und 702 sind mit den Kurven 704 bzw. 706 und 708 bzw. 710 zu vergleichen. Die Kurven 704 und 706 veranschaulichen dieselbe gewählte Leistung, die durch einen Elektrochirurgiegene rator abgegeben wird, der als bester bekannter Elektrochirurgie generator anzusehen ist (und in der US-PS 44 29 694 beschrieben ist). Die Kurven 708 und 710 veranschaulichen dieselben beiden Leistungswerte, die von einen älteren herkömmlichen Elektro chirurgiegenerator vor der in der US-PS 44 29 694 beschriebenen Erfindung geliefert worden sind.

Vor der in der US-PS 44 29 694 beschriebenen Erfindung war es üblich, die Ausgangsimpedanz des Elektrochirurgiegenerators dem anzupassen, was als die typische Gewebeimpedanz aufgefaßt wurde, um eine maximale Leistungsübertragung zu erzielen. Die als ty pisch aufgefaßte Gewebeimpedanz reichte von 300 bis 600 Ohm. Bei Gewebeimpedanzen von mehr als 600 Ohm fiel die Leistungsabgabe schnell ab, wie es die Kurven 708 und 710 veranschaulichen. Bei Gewebeimpedanzen in dem Bereich von ungefähr 1000 Ohm war der ältere herkömmliche Elektrochirurgiegenerator üblicherweise nicht in der Lage, ausreichende Leistung zum Erzielen eines effektiven Schorfs abzugeben. Eine der bemerkenswerten Erkenntnisse, die in Verbindung mit der in US-PS 44 29 694 beschriebenen Erfindung gemacht worden sind, war, daß eine überlegene blutstillende Wir kung erzeugt werden konnte, zumindest zu einem beträchtlichen Teil, indem eine höhere Ausgangsimpedanz in dem Elektrochirurgie generator erzeugt wurde. Die Impedanz des Elektrochirurgiegene rators wurde nicht der Gewebeimpedanz angepaßt, sondern wurde erhöht, um Lichtbögen größerer Länge und kürzerer Dauer zu bil den. Die Kurven 704 und 706 zeigen, daß eine beträchtliche Ener gieabgabe in Gewebe in dem Impedanzbereich zwischen 1000 und 1500 Ohm stattfindet. Bei Impedanzen von mehr als etwa 1500 Ohm fielen die Leistungsabgabekennlinien schnell ab. Der Abfall in den Leistungsabgabekennlinien bei der Leistungsabgabe an Impe danzen von mehr als 1500 Ohm bei der in der US-PS 44 29 694 be schriebenen Erfindung war das Ergebnis der Erkenntnis, daß es eine praktische Grenze gab, bis zu der die Generatorimpedanz erhöht werden konnte. Diese Grenze wurde durch die Notwendigkeit bestimmt, eine gute Kontrolle über die Zufuhr der Lichtbogen energie aufrechtzuerhalten. Bei höheren Impedanzwerten wurde der Lichtbogen in der Raumluftatmosphäre unregelmäßig, und der Chirurg konnte die Richtung oder die chirurgische Wirkung der HF-Lichtbogenenergie nicht wirksam steuern. Daher gab es selbst bei der überlegenen älteren Erfindung gemäß der US-PS 44 29 694 eine praktische Grenze, bis zu der die innere Generatorimpedanz erhöht werden konnte.

Durch Begrenzen der Bahn der elektrischen Energie innerhalb des Gasstrahls gemäß der Erfindung kann die innere Elektrochirurgie generatorimpedanz beträchtlich erhöht werden, ohne daß die Pro bleme auftreten, die für den Stand der Technik typisch sind. Wie die Kurven 700 und 702 veranschaulichen, kann beträchtliche Energie in Impedanzen abgegeben werden, die zwei- oder dreimal im Wert größer sind als die Impedanzen, in die aufgrund der Er findung gemäß der US-PS 44 29 694 Effektivleistung abgegeben werden konnte (Kurven 704 und 706), und in Impedanzen, die un gefähr fünf- bis zehnmal höher sind als die nächstjüngere Generation der bekannten Elektrochirurgiegeneratoren (Kurven 708 und 710).

Der relativ breite Impedanzbereich des Elektrochirurgiegenerators nach der Erfindung ist notwendig, um ausreichende Energie dem Gewebe zuzuführen, damit die überlegenen Koagulations- und Schorfwirkungen sowie ein praktischer Betrieb erzielt werden. Der Elektrochirurgiegenerator muß die Fähigkeit haben, beträcht liche Leistung in Gewebe relativ niedriger Impedanz abzugeben, beispielsweise in Gewebe, die von Blut oder anderem Fluid durchströmt sind. Diese Gewebe haben eine Anfangsimpedanz, die nur etwa 10 Ohm betragen kann. Die Fähigkeit, die Energie in niedrige Impedanzen abzugeben, ist notwendig, um schnell eine geronnene Masse in dem Gewebe zu bilden, damit die geronnene Masse nicht mit dem Blutstrom weggetragen wird. Die Möglichkeit, Leistung in beträchtlich höhere Impedanzen abzugeben, ist notwendig, um die Ionisation in dem Gasstrahl einzuleiten und die Ionisation bei relativ hohen Gasdurchsätzen aufrechtzuerhalten, und zwar auch dann, wenn das Handstück 42 nicht im Arbeitsabstand von dem Gewebe ist. Wenn die Kurve der inneren Generatorimpedanz die Energieübertragungsmöglichkeit bei hohen Impedanzen zu schnell abschneidet, ist es sehr schwierig, ein Bündel einzu leiten oder ein langes Bündel aufrechtzuerhalten. Die Einlei tungsschwierigkeiten erfordern, daß die Handstückelektrode in Kontakt oder in sehr enge Nähe mit dem Gewebe gebracht wird. Die Berührung zwischen der Elektrode und dem Gewebe kann zur Verschmutzung der Elektrode aufgrund von denaturierten Prote inen führen, die an der erhitzten Elektrode klebenbleiben. Kurze Bündellängen erfordern enge Arbeitsabstände des Handstücks 42 von dem Gewebe, bei denen aber die Gefahr besteht, daß dem Chirurgen der Blick verstellt wird. Die hohen Strömungsge schwindigkeiten des Gases fördern die Tendenz, daß die ionisier ten Teilchen schnell von der Elektrode weggebracht werden. Ohne ein relativ hohes Impedanzübertragungsvermögen wäre es unmöglich, ausreichende Energie auf den schnell strömenden Gasstrom zu übertragen, um die Lichtbögen- und ionisierten Übertragungs bahnen in dem Gasstrahl bei den hohen Gasdurchsätzen aufrecht zuerhalten.

Verschiedene Faktoren beeinflussen die Form der optimalen Elek trochirurgiegeneratorbelastungskurve. Zu diesen Faktoren gehören das benutzte Gas und seine Strömungsgeschwindigkeit, die ge wünschte Bündellänge und die gewünschte Einleitungsstrecke. Das gesamte System der elektrischen Umgebung einschließlich der Elektrochirurgiegeneratorkomponenten, der Leiter in der Schnur, der Leiter in dem Handstück 42, des Spalts zwischen der Elektro de und dem Gewebe, der Gewebeimpedanz und der Gewebeeigenschaf ten, der Streureaktanzen und dgl. spielen bei der gesamten Leistungsübertragung eine Rolle. Da es der Lichtbogen und die Energiekopplungsbahnen sind, die Energie zu dem Gewebe über tragen, stellen sich die Länge, die Bahn und die Lebensdauer der Ionisation in dem Gasstrahl aufgrund des Augenblickszustands des Systems als Ganzem selbst ein. Das Ansprechvermögen der Lichtbögen und der Energiekopplungsbahnen ist stark von den Ausgangsansprechkennlinien des Elektrochirurgiegenerators ab hängig. Eine breitere Elektrochirurgiegeneratorinnenimpedanzkurve, wie sie durch die Kurven 700 und 702 in Fig. 20 veranschaulicht wird, gestattet der Elektrochirurgievorrichtung nach der Er findung, sich unterschiedlichen Belastungszuständen dynamisch anzupassen und die Leistungsübertragungswerte aufrechtzuerhalten, um die verbesserten überlegenen Gewebewirkungen und den ver besserten und überlegenen Schorf zu erzielen, die zu überlegener Koagulation führen.

Die breitere Innenimpedanzkurve des Elektrochirurgiegenerators nach der Erfindung wurde durch anerkannte Techniken erzielt. Im Vergleich zu dem Elektrochirurgiegegenerator der in der US-PS 44 29 694 beschrieben ist, wurden größere Magnete in dem Aus gangstransformator 634 (Fig. 18) benutzt, um die höheren Span nungen und Leistungen zu handhaben, die Anzahl der Sekundär wicklungen wurde im Vergleich zu der der Primärwicklungen ver größert, und die Strom- und Spannungsgrenzwerte des Elektro chirurgiegenerators wurden erhöht, indem höhere Grenzwerte in den Begrenzungsschaltungen 550 und 552 (Fig. 16) festgelegt wurden. Es gibt viele verschiedene Techniken zum vergrößern des Bereiches der inneren Generatorimpedanz, die auf dem Gebiet der Generator- und Verstärkertechnik bekannt sind. Die Lichtbogen meßschaltung 316 (Fig. 12 und 19) spielt auch eine Rolle beim Erzielen der richtigen Energieabgabeeigenschaften durch Ein stellen der abgegebenen Leistung auf die beschriebene Weise.

Verbesserte Gewebewirkungen und verbesserter Schorf

Die Eigenschaften des Schorfs, der durch Anwendung der Erfindung in der Fulgurations- oder Makrobetriebsart erzielt wird, sind in den Fig. 21, 22, 23A und 23B dargestellt. Die Fig. 21, 22, 23A und 23B sind mit dem besten bekannten Schorf zu vergleichen, der in den Fig. 1, 2, 3A bzw. 3B dargestellt ist. Bei dem a 09449 00070 552 001000280000000200012000285910933800040 0002003710489 00004 09330uf grund der Erfindung verfügbaren Schorf ist zu erkennen, daß die Lichtbogenlochreticulumschicht 712 (Fig. 23A und 23 B) eine größere Anzahl von Löchern kleineren Durchmessers enthält, die über eine besondere Fläche verteilt sind. Die Lichtbogenlöcher sind über der Oberfläche des Gewebes gleichmäßiger räumlich verteilt. Die Lichtbogenlöcher sind gleichmäßiger in der Größe oder Quer schnittsfläche im Vergleich zueinander. Das Gewebe ist im wesent lichen frei von Verbrennung und Verkohlung. Die Wände des Ge webes zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern haben eine größere Dicke und sind deshalb biegsamer. Gemäß der Darstellung in den Fig. 23A und 23B ist das Lichtbogenlochreticulum 712 in der Tiefe gleichmäßiger, aber seichter als das bekannte Lichtbogen lochreticulum. Die thermische Desikkationsschicht 714 unterhalb der Lichtbogenlochreticulumschicht 712 ist relativ dünn und ebenfalls in der Tiefe gleichmäßiger. Die gleichmäßigere Tiefe und relativ geringe Dicke der Schicht 714 fördert auch die bessere Bieg samkeit des Schorfs, um Rißbildung zu vermeiden. Das unbeein flußte Gewebe ist mit 716 bezeichnet.

Die relativ große Anzahl von Lichtbogenlöchern kleinerer Größe, die gleichmäßig über die Oberfläche und auf eine gleichmäßigere Tiefe verteilt sind, das Nichtvorhandensein von Verbrennung oder Verkohlung und die sich ergebenden relativ stärkeren und biegsameren Wände zwischen den einzelnen Lichtbogenlöchern er geben ein wirksames Reticulum, in dem die Koagulation des Blutes schneller und wirksamer erzielt wird. Der Flächeninhalt der kleineren Löcher und das strukturell gesündere, aber flexible tragende Netzwerk des Gewebes, das um die Löcher in der Reti culumschicht verbleibt, tragen zur Erzielung der verbesserten Koagulationsmöglichkeit beträchtlich bei. Die relativ dünne thermische Desikkationsschicht 714 unter dem Lichtbogenlochreti culum 712 minimiert die Menge an Gewebe, das thermischer Nekrose ausgesetzt ist, und fördert besseres und schnelleres Heilen. Weniger Gewebe wird sowohl in der Lichtbogenloch- als auch in der Desikkationsschicht tatsächlich zerstört, was ebenfalls eine schnellere Heilung fördert. Die begrenzte Tiefe der Zer störung ab dem Schorf gestattet das Anwenden der Erfindung um Organe wie den Darm oder die Blase bei beträchtlich geringerer Perforationsgefahr.

Die kleinen Lichtbogenlöcher und die gleichmäßigere Verteilung der Lichtbogenenergie stehen wahrscheinlich in Beziehung zu der Lebensdauer der Lichtbogenbahnen. Am Anfang nimmt jeder Licht bogen in dem Gasstrahl eine Bahn zu frischem Gewebe und über trägt Energie in einem Austrocknungsprozeß. Wenn der kleine Fleck ausgetrocknet wird, findet jeder anschließende Lichtbogen eine Bahn niedriger Impedanz zu der Gewebeoberfläche. Das erfolgt entweder durch Zurücklegen einer längeren Bahn zu frischem (eine niedrige Impedanz aufweisendem) Gewebe (Ausbreitung) oder durch Nehmen einer kürzeren Bahn zu bereits ausgetrocknetem (eine hohe Impedanz aufweisendem) Gewebe. Letzteres wird für die Ausbildung der Lichtbogenlochreticulumschicht für verantwortlich gehalten. Die Impedanz der Lichtbogenbahn nimmt mit der Ent fernung, der Erhitzung und dem Grad der Gewebeaustrocknung zu. Das dynamische Ausgleichen dieser Faktoren in Kombination mit den Innenimpedanzeigenschaften des Elektrochirurgiegenerators er gibt die überlegenen Gewebewirkungen.

Eine Untersuchung ist durchgeführt worden, um die Heilung oder den Grad der Schädigung im Anschluß an die Resektion einer Kaninchenleber und einer Kaninchenmilz durch Anwendung der Er findung in der Fulgurationsbetriebsart mit der besten bekannten herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung (dargestellt durch die US-PS 4 429 694) zu vergleichen. Diese beiden Arten von Fulgu rationsvorrichtungen werden im folgenden als die hier beschriebene Vorrichtung und die beste bekannte Vorrichtung bezeichnet.

Sechzehn Kaninchen wurden bei der Untersuchung benutzt. Die Leber und die Milz jedes Kaninchens wurden in zwei Bereichen teilweise herausgeschnitten. An einer Stelle wurde Blutstillung unter Verwendung der Erfindung erreicht. An der anderen Stelle wurde die Blutstillung unter Verwendung der besten bekannten Vor richtung erreicht. Die elektrische Leistung oder Wattzahl, die bei beiden Vorrichtungen zugeführt wurde, betrug etwa 60 bis 70 Watt. Acht Tiere wurden sieben Tage nach der Operation autopsiert, und die anderen acht Tiere wurden 28 Tage nach der Operation autopsiert. Sektionen wurden aus der Leber und der Milz gemäß einem vorbestimmten Probeentnahmeprotokoll entnommen. Die Pro ben wurden durch Veterinärpathologen untersucht, die eine um fangreiche Erfahrung in der histopathologischen Analyse von Elektrokoagulationswunden hatten.

Der Bericht der Pathologen zeigte eine meßbare Differenz zwischen der durch die hier beschriebene Vorrichtung und der durch die beste bekannte Vorrichtung 28 Tage nach der Operation erzielte Heilung. In der Milz war der Schorf, der durch die hier beschriebene Vor richtung an der Resektionsstelle erzeugt wurde, nur 70% so dick wie der Schorf, der durch die bekannte Vorrichtung erzeugt wurde. In der Leber war der Schorf, der durch die hier beschriebene Vor richtung an der Resektionsstelle erzeugt wurde, ungefähr 93% so dick wie der Schorf, der durch die bekannte Vorrichtung erzeugt wurde. In dem 7-Tage-Zeitintervall wurden keine nennenswerten Differenzen beobachtet.

Ein zweiter Teil der Untersuchung analysierte hämatologische und Leberenzymveränderungen nach der Operation. An acht Tieren wurde eine Anzahl von Untersuchungen vor und nach der Operation durchgeführt, die WBC, RBC, Hämoglobin, Hämatokrit, Gesamtbili rubin, Alkaliphosphatase LDH und SGOT umfaßten. Diese Unter suchungsergebnisse wurden mit den Ergebnissen von früher bei der Elektrokoagulation durch Anwendung der bekanntenVorrichtung durchgeführten Untersuchungen verglichen. Die hier beschriebene Vorrichtung ergab weniger Trauma als die bekannte elektrochirurgische Vorrichtung. Es gab sehr wenig Änderung im LDH und SGOT während der postoperativen Zeitspanne. Die Alkaliphosphatase zeigte eine vorübergehende Erhöhung. Die Änderungen in den erzeugten Leber enzymen waren tatsächlich geringer als bei früher durchgeführ ten Untersuchungen, die auf der bekannten elektrochirurgischen Vorrichtung basierten.

Die Schlußfolgerungen, die aus dieser Untersuchung gezogen wer den können, sind, daß die hier beschriebene Vorrichtung weniger anatomische Veränderung in 28 Tagen erzeugte als die bekannte elektrochirurgische Vorrichtung und etwas weniger Leberenzymverände rungen erzeugte als die bekannte Vorrichtung. Diese beiden Schluß folgerungen stützen die Beobachtung, daß die hier beschriebene Fulgurationselektrochirurgievorrichtung zur langfristigen Heilung beiträgt und diese fördert.

Die Fig. 24 und 25 zeigen die Gewebeauswirkungen, die durch Anwendung der Erfindung in der Desikkations- oder Mikrobetriebs art erzielt werden. Es wird angenommen, daß die Gewebeauswir kungen, die in den Fig. 24 und 25 gezeigt sind, durch eine Elektrochirurgievorrichtung nie zuvor erzielt worden sind. Der Schorf ist durch eine einzige ausgetrocknete Schicht 718 ge kennzeichnet, die in Fig. 25 gezeigt ist. Diese ausgetrocknete Schicht ist insgesamt sehr dünn und von gleichmäßiger Tiefe. Die relativ gleichmäßige Tiefe und die Kontinuität der Schicht sind Eigenschaften, die nie zuvor in der Elektrochirugie erzielt worden sind, selbst wenn die aktive Elektrode eines herkömm lichen Elektrochirurgiegenerators mit dem Gewebe in Kontakt ge bracht wurde. Gemäß der Darstellung in Fig. 24 ist das Gewebe durch Lichtbogenlöcher oder irgendeine Art von Lochmatrix nicht perforiert oder zerstört worden. Vielmehr ist eine dünne, bieg same, integrale Schicht oder Kruste durch Austrocknen der Ge webeschicht und Heilung des unbeeinflußten Gewebes 720 unter halb des Schorfs 718 erzeugt worden.

Infolge ihrer nichtzerstörerischen Eigenschaften findet die Desikkations- oder Mikrobetriebsart Verwendung bei heiklem Ge webe, wo eine Lichtbogenbildung tatsächlich Gefäße oder Gewebe aufreißen statt koagulieren würde. Die Geschwindigkeit der Aus trocknung oder die Energieübertragung auf das Gewebe ist von der Anwendungszeit abhängig, was dem Chirurgen gestattet, be sondere, jedoch heikle Wirkungen zu erzielen. Eine weitere Eigenschaft der Mikrobetriebsart ist das Fehlen von Spektral komponenten niedriger Frequenz, die normalerweise mit der Gleich richtung während der Lichtbogenbildung verbunden sind. Dadurch wird die Muskelstimulation vorteilhaft minimiert, die normaler weise in den Lichtbogenbetriebsarten auftritt. Insbesondere kann die Mikrobetriebsart beim Zwerchfell mit minimaler Stimulation angewandt werden. Es wird erwartet, daß die Mikrobetriebsart bei der Ausführung von besonderen chirurgischen Prozeduren benutzt werden kann, wo eine Elektrochirurgievorrichtung bislang nicht erfolgreich eingesetzt werden konnte.

Claims

1. Vorrichtung zur elektrochirurgischen Koagulation durch Leiten von elektrischer Energie in Lichtbögen zu einem von Blut durch strömten Gewebe in einem Lebewesen, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung (42, 44) zum Leiten eines insgesamt laminaren Strahls (54) ionisierbaren Gases zu dem Gewebe (62) mit einem vorbestimmten Gasdurchsatz, der ausreicht, um das Blut von der Oberfläche des Gewebes zu entfernen; und eine Einrichtung (46, 58) zum Leiten der elektrischen Energie in Lichtbögen (60) im wesentlichen nur auf ionisierten Bahnen in dem Gasstrahl (54) zu dem Gewebe durch Zuführen von elektrischer Energie mit einer vorbestimmten Charakteristik zu dem Gas, um die Lichtbögen und die ionisierten Bahnen zu bilden und einen Schorf mit vorbestimmten Eigenschaften in dem Gewebestroma zu erzeugen, um die Koagulation als ein Ergebnis im wesent lichen nur des Beaufschlagens des Gewebes (62) mit den Lichtbögen (60) und dem Gasstrahl (54) zu erzielen, wobei die vorbestimmten Eigenschaften des Schorfs sind:
eine erste Schicht, die durch ein Reticulum (30) von Löchern erzeugt wird, welche durch Lichtbögen erzeugt werden, die in das Stroma von der Oberfläche des Gewebes aus eindringen, wobei sich die erste Schicht von der Oberfläche des Gewebes aus mit unge fähr gleichförmiger Tiefe in das Stroma erstreckt, wobei die durch Lichtbögen erzeugten Löcher eine im wesentlichen gleich mäßige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs ha ben, wobei sich die Löcher ungefähr gleichmäßig bis in die Tiefe der ersten Schicht erstrecken und wobei die durch Lichtbögen er zeugten Löcher in der Querschnittsgröße an der Schorfoberfläche im wesentlichen miteinander vergleichbar sind; eine zweite Schicht (32) von ungefähr gleichmäßiger Tiefe, die sich von der untersten Grenze der ersten Schicht aus weiter in das Gewebe erstreckt, wobei die zweite Schicht durch thermische Nekrose und Desikkation des Gewebes aufgrund der Wärmeenergie des Lichtbogenstroms erzeugt wird, wobei die zweite Schicht im wesentlichen frei von durch Lichtbögen erzeugten Löchern ist und wobei die unterste Grenze der zweiten Schicht den Schorf von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt; im wesentlichen Fehlen von verbranntem Material auf der ersten Schicht; das Haften des darunterliegenden Gewebes an dem Stroma bis zu einem Grad, der eine wesentliche Zerstörung des Stromas verlangt, um den Schorf von dem Gewebe zu trennen; und Biegsamkeit ohne Rißbildung.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Steuern des vorbestimmten Gasdurchsatzes des Gasstrahls (54) zum im wesentlichen Befreien der Oberfläche des Gewebes (62) von Fluids während der Bildung des Schorfs.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zum Blockieren des Auftretens von verbranntem Material ein Gas in dem Strahl (54) strömt, das im wesentlichen frei von Sauerstoff ist.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Begrenzen des vorbestimmten maximalen Gasdurchsatzes des Gasstrahls (54) auf einen Wert, der das Leiten der Lichtbögen (60) zu dem Gewebe (62) aufrechterhält, ohne die ionisierten Bahnen erlöschen zu lassen.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen von elektri scher Energie mit einer vorbestimmten Charakteristik zu dem Gas strahl (54) die Energie in einem vorbestimmten HF-Bereich dem Gasstrahl (54) zuführt, wobei die vorbestimmte Hochfrequenz eine Frequenz ist, die dazu führt, daß das Leiten der elektrischen Energie im wesentlichen nur über die ionisierten Bahnen des Gas strahls (54) erfolgt.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekenn zeichnet, daß der Gasstrahl (54), mit dem das Gewebe (62) beaufschlagt wird, in einem insgesamt laminaren Strömungszustand ist.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekenn zeichnet, daß jede ionisierte Bahn, die einen Lichtbogen leitet, von dem Erzeugungspunkt des Lichtbogens aus zu der Oberfläche des Schorfs ungefähr die gleiche Länge hat.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekenn zeichnet, daß die Tiefe des Schorfs bis zu der untersten Grenze der zweiten Schicht (32) charakteristischerweise kleiner ist als die Tiefe eines Schorfs, der durch eine bekannte herkömmliche elektro chirurgische Fulgurationsvorrichtung gebildet worden ist, um ungefähr die selbe blutstillende Wirkung zu erzielen.

9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekenn zeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen der elektri schen Energie zu dem Gasstrom (54) weiter eine Einrichtung auf weist zum Zuführen der elektrischen Energie mit den vorbestimmten Charakte teristiken zu dem Gasstrahl (54) aus einem elektrischen Generator (46), der eine ausreichend hohe innere Impedanz hat, damit es zum Einleiten der Ionisation in dem Gasstrahl (54) kommt, wenn der Gas strahl so beträchtlichen Abstand von dem Gewebe (62) hat, um irgend eine elektrochirurgische Wirkung zu erzielen.

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekenn zeichnet, daß die Länge der ionisierten Bahnen ausreichend groß ist, um zu vermeiden, daß die Sicht auf die Bildung des Schorfs verdeckt wird.

11. Vorrichtung zur elektrochirurgischen Desikkation eines Gewebes, ohne mit einer aktiven Elektrode das Gewebe körperlich zu be rühren, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung (42, 44) zum Strömenlassen eines Strahls (54) ionisierbaren Gases zu dem Gewebe (62) mit einem vorbestimmten Gasdurchsatz; und eine Einrichtung (46, 58) zum Leiten von elektrischer Energie als diffusen, keinen Lichtbogen bildenden Strom in ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen in dem Gasstrahl (54) zu dem Gewebe (62) durch Zuführen von elektrischer Energie mit einer vorbestimmten Charakteristik zu dem Gas, um den keinen Lichtbogen bildenden, diffusen Strom und die ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen zu erzeugen und einen Schorf mit vorbestimmten Eigenschaften in dem Gewebestro ma zu erzeugen, um Gewebedesikkation und Nekrose im wesentlichen nur als Ergebnis des Zuführens des diffusen Stroms in dem Gas strahl (54) zu dem Gewebe (62) zu erzielen, wobei die vorbestimmten Eigen schaften des Schorfs sind: eine einzelne Schicht (32) thermisch ausgetrockneten Gewebes, das Nekrose unterworfen worden ist durch Hindurchleiten des diffu sen Stroms; im wesentlichen Nichtvorhandensein von verbranntem Material an der Oberfläche des Schorfs; ein Haften des Stromas des darunter liegenden Gewebes bis zu einem Grad, welches beträchtliche Zerstörung des Stromas erfor dert, um den Schorf von dem Gewebe zu trennen; und Biegsamkeit ohne Rißbildung.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht (32) des Schorfs eine im wesentlichen gleichmäßige Tiefe hat.

13.Vorrichtung nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht (32) weiter durch das Nicht vorhandensein von Perforationen, die durch die elektrische Ener gie erzeugt werden, gekennzeichnet ist.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch ge kennzeichnet, daß die elektrische Energie mit einer vorbestimm ten Hochfrequenz geleitet wird, die zum Leiten des diffusen Stroms im wesentlichen nur über die ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen des Gasstrahls (54) führt.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, gekennzeich net durch eine Einrichtung zum Steuern des vorbestimmten Gas durchsatzes des Gasstrahls (54) zum im wesentlichen Befreien der Oberfläche des Gewebes (62) von Fluids während der Bil dung des Schorfs.

16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch ge kennzeichnet, daß der Gasstrahl (54), mit dem das Gewebe (62) beauf wird, in einem im wesentlichen laminaren Strömungszustand ist.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, gekennzeich net durch eine Einrichtung zum Begrenzen der elektrischen Ener gie, die dem Gasstrahl (54) zugeführt wird, auf einen vorbestimm ten Wert, der zum Leiten des diffusen Stroms auf den ionisier ten Bahnen ohne das Einleiten von Lichtbögen auf den ionisier ten Bahnen führt.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 17, dadurch ge kennzeichnet, daß jede ionisierte Bahn, die den diffusen Strom leitet, ungefähr die gleiche Länge hat.

19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 18, dadurch ge kennzeichnet, daß die Länge der ionisierten Bahnen ausreichend groß ist, um zu vermeiden, daß die Sicht auf die Bildung des Schorfs verdeckt wird.

20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 19, dadurch ge kennzeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen der elektrischen Energie zu dem Gasstrom weiter eine Einrichtung aufweist zum Zuführen von elektrischer Energie mit den vorbe stimmten Eigenschaften zu dem Gasstrahl (54) aus einem elektri schen Generator (46) und zum Erzeugen einer ausreichend hohen Innenimpedanz in dem Gene rator (46), damit die Ionisation in dem Gasstrahl (54) eingeleitet wird, wenn der Gasstrahl so beträchtlich von dem Gewebe (62) ent fernt ist, um irgendeine elektrochirurgische Wirkung zu er zielen.

21. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen eines verbes serten Schorfs in dem Stroma von Gewebe, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (42, 44) zum Leiten eines vorbestimmten Ga ses in einem Strahl (54) zu dem Gewebe (62) mit einem vorbe stimmten Durchsatz, der ausreicht, um natürliche Fluids von fluiddurchströmtem Gewebe zu entfernen und das Gewebestroma im wesentlichen freizulegen, und eine Einrichtung (46, 58) zum Übertragen von elektrischer Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) mit einem vorbestimmten Leistungswert, um den Schorf zu erzeugen.

22. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß der vorbestimmte Leistungswert, mit dem die Hochfrequenzenergie übertragen wird, ausreicht, um den Schorf in frischem, von Blut durchströmtem Gewebe zu erzeu gen, und ausreicht, um die ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen einzuleiten, wenn der Gasstrahl (54) ausreichenden Abstand von dem Gewebe (62) hat, um keinen wesentlichen Fluidbeseitigungseffekt auf das Gewebe (62) auszuüben.

23. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, daß der Gasstrahl (54) in seiner Strömungscharakteristik im wesentlichen laminar ist.

24. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß die Hochfrequenzener gie im wesentlichen nur in Lichtbögen (60) übertragen wird, die in den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen gelei tet wird.

25. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß der Schorf, der erzeugt wird, insgesamt gekennzeichnet ist durch:
ein äußeres, eine insgesamt gleichförmige Tiefe aufweisen des Reticulum (30) von durch Lichtbögen erzeugten Löchern, die das Gewebe (62) von einer Oberfläche des Schorfs aus durchdringen, wobei die Lichtbogenlöcher im wesentlichen vergleichbare Querschnittsgrößen und eine im wesentlichen gleichförmige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs haben und wobei das Gewebe des Reticulums zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern Biegsamkeit des Schorfs ohne Rißbildung ergibt, und eine thermisch ausgetrocknete Schicht (32) insgesamt gleich förmiger Tiefe, welche das Lichtbogenlochreticulum (30) von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt.

26. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß das Lichtbogenlochreticulum (30) des verbesserten Schorfs weiter insgesamt gekennzeichnet ist in Beziehung zu einem Lichtbogenlochreticulum eines Schorfs, der durch bekannte Fulguration erzeugt wird, daß ungefähr dieselbe Blutstillwirkung durch Lichtbogenlöcher geringerer Tiefe und insgesamt kleinerer Querschnittsgröße erzielt wird, wobei eine größere Anzahl von Lichtbogenlöchern über einer besonderen Oberfläche des Schorfs verteilt ist, bei mehr Gleichmäßigkeit in der Lichtbogenlochgröße und größeren Gewebewanddicken zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern.

27. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß die thermische Desikkationsschicht (32) des verbesserten Schorfs weiter insgesamt gekennzeichnet ist in Beziehung zu einer thermischen Desikkationsschicht eines Schorfs, der durch bekannte Fulguration erzeugt wird, daß ungefähr dieselbe blutstillende Wirkung durch geringere Tiefe erzielt wird.

28. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 25 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß der verbesserte Schorf weiter insgesamt durch im wesentlichen Nichtvorhandensein von Verbrennung und Verkohlung des Lichtbogenlochreticulums (30) gekennzeichnet ist.

29. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 24 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtbögen (60) auf den ionisierten Bahnen insgesamt eine kürzere Länge und Zeitdauer im Mittelwert im Vergleich zu den Lichtbögen (60) auf den ionisierten Bahnen einer bekannten Elektrochirurgie vorrichtung haben, die in einer Fulgurationsbetriebsart ar beitet und bei der eine herkömmliche aktive Elektrode in einer atmosphärischen Umgebung benutzt wird.

30. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Hoch frequenzenergie in dem Gasstrahl (54) als ein keinen Licht bogen bildender, diffuser Strom auf den ionisierten, elek trisch leitenden Bahnen geleitet wird.

31. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß der erzeugte Schorf insgesamt gekenn zeichnet ist durch eine thermisch ausgetrocknete Schicht (32), die in dem Gewebestroma an einer Oberfläche des Schorfs (62) gebildet ist und insgesamt bewirkt, daß das da runterliegende unbeeinflußte Gewebe (34) verschlossen wird.

32. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht (32) in der Tiefe insgesamt gleichförmig ist.

33. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht (32) weiter durch das Nichtvorhandensein von Perforationen gekennzeichnet ist, die durch die elektrische Energie erzeugt werden.

34. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 33, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (300, 316) zum wahlweisen Umschalten zwi schen einer ersten Betriebsart und einer zweiten Betriebs art, wobei die erste Betriebsart zur Übertragung von elektrischer Hochfrequenzenergie in Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen führt, und wobei die zweite Betriebsart zur Übertragung von elektri scher Hochfrequenzenergie als keinen Lichtbogen erzeugender, diffuser Strom auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bah nen führt.

35. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung (300, 316) zum wahlwei sen Umschalten zwischen der ersten und der zweiten Betriebs art aufweist:
eine Einrichtung (382) zum wahlweisen Leiten eines anderen vorbestimmten Gases in jeder Betriebsart, und eine Einrichtung (316) zum Ändern des vorbestimmten Wertes der Leistung, die in jeder Betriebsart geliefert wird, um die festgelegten elektrischen Energieübertragungseigenschaf ten in dem Gasstrahl (54) in jeder Betriebsart zu erzielen.

36. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas, das in der ersten Betriebsart geleitet wird, Argon ist, und daß das vorbe stimmte Gas, das in der zweiten Betriebsart geleitet wird, Helium ist.

37. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 36, dadurch gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas ein Inertgas ist.

38. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 37, dadurch gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas im wesentlichen frei von Sauerstoff ist.

39. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 38, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (224, 226) zum Messen eines vorbestimmten Gasförderzustands in dem Gasstrahl (54), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr von elek trischer Hochfrequenzenergie zu dem Gasstrahl (54), bis der vorbestimmte Gasförderzustand hergestellt ist.

40. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 39, dadurch gekennzeichnet:
daß die Einrichtung zum Leiten eines vorbestimmten Gases in dem insgesamt laminaren Strahl (54) ein stiftartiges Hand stück (42) aufweist, das eine Düse (52) zum Erzeugen des insgesamt laminaren Strahls (54) hat, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die auf dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist, wobei die Düse von dem Handstück (42) entfernbar ist.

41. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet:
daß die Düse (52) und die Elektrode (58) in eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) integriert sind, daß das Handstück (42) einen Griff (104) aufweist, der so wohl mit der Gasleiteinrichtung (48) als auch mit der Ener gieübertragungseinrichtung (46) verbunden ist, und eine Kupplungseinrichtung (102) zum wahlweisen Verbinden der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) in vorbestimm ter Anschlußbeziehung mit dem Griff (104), um Gas aus dem Griff (104) der Düse (52) und elektrische Energie aus dem Griff (104) der Elektrode (58) zuzuführen.

42. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 41, gekenn zeichnet durch:
eine Einrichtung zum operativen Feststellen der vorbestimm ten Anschlußbeziehung der Düsen- und Elektrodenhalteeinrich tung (100) in dem Griff (104), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr der elektri schen Energie zu der Elektrode (58), bis die vorbestimmte Anschlußbeziehung hergestellt ist.

43. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 42, dadurch gekennzeichnet:
daß die Gasleiteinrichtung eine Schnur (48) zum Hindurchlei ten des vorbestimmten Gases aufweist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der in der Schnur (48) angeordnet und von dem vorbestimmten Gas, das durch die Schnur (48) geleitet wird, im wesentlichen umgeben ist.

44. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 43, dadurch ge kennzeichnet:
daß die Schnur (48) mehrere Hohlräume (50, 74) aufweist, die sich insgesamt in Längsrichtung über die Länge der Schnur erstrecken und insgesamt konzentrisch um eine Längs bezugsachse der Schnur angeordnet sind, und daß der elektrische Leiter (56) insgesamt in der Längsbe zugsachse angeordnet ist.

45. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21 bis 44, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Ener gieübertragungseinrichtung (46, 56), wenn sie wahlweise ak tiviert wird:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem ersten vorbestimmten aktiven Leistungswert überträgt, um Lichtbö gen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu erzeugen, um dadurch den Schorf auf dem Gewebestrome zu bilden, elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem zwei ten vorbestimmten Zielleistungswert überträgt, der kleiner als der aktive Leistungswert ist, um einen keinen Lichtbo gen bildenden Ionisationszustand in dem Gasstrahl (54) zu erzeugen, wenn der aktive Leistungswert nicht übertragen wird, und automatisch zwischen dem Zielleistungswert und dem aktiven Leistungswert umschaltet, wenn ein vorbestimmter elektri scher Zustand auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu dem Gewebe (62) festgestellt wird.

46. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 45, dadurch gekennzeichnet, daß der vorbestimmte elektrische Zustand auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen das Lei ten wenigstens eines Lichtbogens (60) elektrischer Energie ist.

47. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 46, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein richtung (46, 56) weiter:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem drit ten vorbestimmten Wert überträgt, der kleiner als der Ziel leistungswert ist, nach dem ersten Feststellen des Vorhan denseins einer vorbestimmten Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen, während der Zielleistungswert übertragen wird, und automatisch auf den aktiven Leistungswert umschaltet, wenn eine vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen festgestellt wird, wäh rend der dritte Leistungswert übertragen wird.

48. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 47, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein richtung (46, 56) weiter:
automatisch auf den Zielleistungswert umschaltet, wenn die vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne während der Übertragung des drit ten Leistungswerts nicht festgestellt wird.

49. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 47, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein richtung (46, 56) weiter:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem vier ten vorbestimmten Zusatzleistungswert überträgt, der größer als der Zielleistungswert und kleiner als der aktive Lei stungswert ist, wenn die Zufuhr von elektrischer Leistung zu dem Gasstrahl (54) eingeleitet wird.

50. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet:
daß die Gasleiteinrichtung ein stiftartiges Handstück (42) aufweist, das durch den Chirurgen während einer chirurgi schen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Er zeugen des Gasstrahls (54) hat; daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die in dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist und mittels der die elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) übertragbar ist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung weiter eine Einrichtung (316) aufweist zum Messen eines elektri schen Zustands auf den ionisierten Bahnen zwischen dem Hand stück (42) und dem Gewebe (62), um einen operativen Be triebsabstand des Handstücks (42) von dem Gewebe (62) fest zulegen, in welchem ein vorbestimmter aktiver Wert der elektrischen Leistung zum Erzeugen des Schorfs zugeführt werden soll.

51. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen einer elektro chirurgischen Einwirkung auf Gewebe, gekennzeichnet durch: eine Elektrode (58), durch die elektrische Energie auf das Gewebe (62) übertragbar ist, um eine elektrochirurgische Wirkung zu erzielen, einen Generator (46) zum Erzeugen eines ersten vorbestimm ten Werts der elektrischen Leistung in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich, um die elektrochirurgische Wirkung zu erzeugen, und zum Erzeugen eines zweiten vorbestimmten Werts der elektrischen Leistung in dem vorbestimmten Hoch frequenzbereich, der wesentlich kleiner als der erste Lei stungswert ist, und zum Versorgen der Elektrode (58) mit der erzeugten elektrischen Leistung, und eine Meßeinrichtung (316) mit einer Einrichtung zum opera tiven Messen einer vorbestimmten Kenngröße, die in Beziehung zu dem Abstand zwischen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) steht, und zum Steuern des Generators (46), damit der erste Leistungswert geliefert wird, wenn die Elektrode (58) von dem Gewebe (62) um weniger als ein vorbestimmter Abstand getrennt ist, und zum Steuern des Generators (46), damit der zweite Leistungswert geliefert wird, wenn die Elektrode (58) von dem Gewebe (62) um mehr als den vorbestimmten Abstand getrennt ist.

52. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 51, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) eine vorbe stimmte elektrische Kenngröße des räumlichen Spalts zwi schen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) mißt, um den vorbestimmten Abstand zu bestimmen.

53. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 52, dadurch gekennzeichnet, daß die vorbestimmte elektrische Kenngröße eine Stromleitungskenngröße ist.

54. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen eines Schorfs auf einem Gewebe (62), gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung zum Erzeugen eines Strahls (54) eines vor bestimmten ionisierbaren Gases, das mit einer vorbestimmten Strömungsgeschwindigkeit strömt; eine Elektrode (58), die in dem Gasstrahl (54) angeordnet ist, zum Übertragen von elektrischer Energie auf den Gas strahl (54); und einen Elektrochirurgiegenerator (46), der mit der Elektrode (58) verbunden ist und mit dem elektrische Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich und mit mehreren verschie denen vorbestimmten Leistungswerten erzeugbar und die erzeug te elektrische Energie an die Elektrode (58) abgebbar ist, um ionisierte, elektrisch leitende Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) zu erzeugen, durch die die elektrische Energie zu dem Gewebe (62) innerhalb des Gasstrahls (54) geleitet wird, wobei der Elektrochirurgiegenerator (46) aufweist: einen Ausgangsschwingkreis (314), der eine Eigenresonanzfre quenz innerhalb des vorbestimmten Hochfrequenzbereiches hat und, wenn er durch Treiberimpulse erregt ist, die elektri sche Energie in dem vorbestimmten Frequenzbereich an die Elektrode (58) abgibt, einen Treiberimpulsgenerator (418) zum Abgeben von Treiber impulsen vorbestimmten Energieinhalts an den Ausgangs schwingkreis (314); eine Steuereinrichtung (304, 306), die mit dem Treiberimpuls generator (418) verbunden ist, zum Steuern des Treiberimpuls generators, damit mehrere vorbestimmte unterschiedliche Arten von Treiberimpulsen geliefert werden, wobei jede vorbestimmte andere Art von Treiberimpuls einen anderen Energieinhalt hat; eine Meßeinrichtung (316), die mit dem Ausgangsschwingkreis (314) und mit der Steuereinrichtung (304, 306) verbunden ist, zum Messen einer vorbestimmten elektrischen Signalcharakte ristik in dem Ausgangsschwingkreis (314), die sich auf einen vorbestimmten elektrischen Zustand auf den ionisierten, elek trisch leitenden Bahnen zwischen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) bezieht, wobei die Meßeinrichtung (316) ein Si gnal eines aktiven Wertes an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Signalcharakteristik ge messen wird, und ein Zielwertsignal an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Charakteristik nicht gemessen wird, wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielwertsi gnal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zieltreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts gelie fert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in einem keinen Lichtbogen erzeugenden Zustand zu ionisieren, und wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Signal akti ven Wertes hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein aktiver Treiberimpuls vorbestimmten Energiein halts geliefert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in Lichtbögen (60) zu ionisieren.

55. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 54, dadurch gekennzeichnet:
daß die Meßeinrichtung (316) weiter ein Zielleistungsum schaltsignal am Anfang beim Messen der vorbestimmten elek trischen Signalcharakteristik liefert, und daß die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielleistungs umschaltsignal anspricht und den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit der Energieinhalt der Zieltreiberimpul se um ein vorbestimmtes Ausmaß reduziert wird.

56. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 55, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) das Ziellei stungsumschaltsignal für eine vorbestimmte Zeitspanne nach dem ersten Messen der vorbestimmten elektrischen Signal charakteristik aufrechterhält.

57. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 55, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) das Signal ak tiven Wertes beim Messen der vorbestimmten elektrischen Si gnalcharakteristik für eine vorbestimmte Zeit liefert, wäh rend welcher das Zielleistungsumschaltsignal geliefert wird.

58. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 54, gekenn zeichnet durch:
einen Steuerschalter zum Liefern eines Anforderungssignals, wenn er durch den Chirurg betätigt wird, um die Zufuhr von elektrischer Energie zu dem Gasstrahl (54) anzufordern, wo bei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Anforderungs signal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zusatztreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts zum ersten Ionisieren des Gasstrahls (54) für eine vorbestimmte Zusatzzeitspanne nach dem Auftreten des Anforderungssignals und anschließend der Zieltreiberimpuls nach dem Verstreichen der vorbestimmten Zusatzzeitspanne geliefert wird, wobei je der Zusatztreiberimpuls einen Energieinhalt hat, der größer als der Energieinhalt eines Zieltreiberimpulses und kleiner als der Energieinhalt eines aktiven Treiberimpulses ist.

59. Elektrochirurgievorrichtung zum Leiten von elektrischer Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in einem ionisierbaren Gasstrahl (54) zu einem Gewebe (62), um einen Schorf in dem Gewebe zu erzeugen, gekennzeichnet durch: einen Elektrochirurgiegenerator (46), der eine ausreichend hohe Endinnenimpedanz zum Übertragen von ausreichender elek trischer Energie auf ionisierten, elektrisch leitenden Bah nen in dem Gasstrahl (54) hat, während der Gasstrahl (54) mit einem vorbestimmten, ausreichend hohen Durchsatz strömt, um Fluid von der Oberfläche des Stroma eines Gewebes (62) zu beseitigen, das von natürlichen Fluids durchströmt ist, und um die Ionisierung aufrechtzuerhalten, wenn der Gas strahl (54) ausreichenden Abstand von dem Gewebe hat, um jede elektrochirurgische Wirkung zu vermeiden.

60. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 59, dadurch gekennzeichnet, daß die hohe Endinnenimpedanz des Elektro chirurgiegenerators (46) einen Wert übersteigt, der in dem Bereich von 3000 bis 6000 Ohm liegt.

61. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 60, dadurch gekennzeichnet, daß der vorbestimmte Gasdurchsatz größer als 4 Standardliter pro Minute ist.

62. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in einem Gasstrahl (54) auf ein Gewebe (62), gekennzeichnet durch:
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während der chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) und eine Einrichtung (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl aufweist, einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen von elek trischer Energie in dem vorbestimmten Hochfrequenzbereich, eine Gasversorgungseinrichtung (44) zum Versorgen mit Gas zum Erzeugen des Gasstrahls (54), und eine Schnur (48), die das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich über ihre Länge erstreckt und mehrere Gasleithohlräume (50, 74) aufweist, die sich insge samt parallel zu dem elektrischen Leiter (56) erstrecken und den elektrischen Leiter insgesamt umgeben.

63. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 62, dadurch gekennzeichnet, daß der elektrische Leiter (56) der Schnur (48) insgesamt in der Querschnittsmitte der Schnur (48) an geordnet ist.

64. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 63, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zum Übertragen der elek trischen Energie in dem Gasstrahl (54) des Handstücks (42) eine Elektrode (48) aufweist, die sich in die Düse (52) er streckt und insgesamt in der Querschnittsmitte des Hand stücks (42) angeordnet ist, und daß der elektrische Leiter (56) der Schnur (48), der die elektrische Energie leitet, und die Elektrode (58) des Handstücks (42) im lnneren unge fähr äquidistant von entgegengesetzten Queraußenoberflächen sowohl der Schnur (48) als auch des Handstücks (42) angeord net sind.

65. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 64, dadurch gekennzeichnet, daß das Gas in der Schnur (48) und in dem Handstück (42) den elektrischen Leiter (56) in der Schnur (48) und die Elektrode (58) in dem Handstück (42) insgesamt umgibt.

66. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 62, dadurch gekennzeichnet, daß das Handstück (42) weiter aufweist: einen Griff (104), der mit der Schnur (48) verbunden ist; eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100), die die Düse (52) hat zum Erzeugen des Gasstrahls (54) aus Gas, welches über die Gasleithohlräume (50, 74) der Schnur (48) zugeführt wird, und eine Elektrode (58) aufweist zum Über tragen der elektrischen Energie von dem elektrischen Lei ter (56) der Schnur (48) zu dem Gasstrahl (54), der durch die Düse (52) erzeugt wird; und eine Kupplungseinrichtung (102), die mit dem Griff (104) verbunden ist, zum lösbaren Verbinden der Düsen- und Elek trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Handstück (42).

67. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 66, gekenn zeichnet durch:
eine Einrichtung, die auf einen vorbestimmten Gasdruck- oder Gasströmungszustand innerhalb des Handstücks (42) anspricht und den Elektrochirurgiegenerator (46) daran hindert, elek trische Energie abzugeben, wenn festgestellt wird, daß der vorbestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand nicht her gestellt werden kann.

68. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 67, dadurch gekennzeichnet:
daß die Kupplungseinrichtung (102) eine Leitungseinrichtung zum Verlängern jedes Hohlraums (50, 74) der Schnur (48) durch die Kupplungseinrichtung (102) hindurch hat und daß die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) eine Einrichtung aufweist, die, wenn die Düsen- und Elektroden halteeinrichtung (100) richtig in dem Handstück (42) ange schlossen ist, Gas, das in einem Versorgungshohlraum (50) in der Schnur (48) geliefert wird, zurück zu einem anderen, Meß hohlraum (74) in der Schnur (48) leitet, durch den der vor bestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand in dem Hand stück (42) gemessen wird.

69. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 68, gekenn zeichnet durch eine mit dem Meßhohlraum (74) der Schnur (48) verbundene Einrichtung, die auf den Gaszustand in dem Meß hohlraum hin den Elektrochirurgiegenerator (46) steuert.

70. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in einem Gasstrahl (54) auf ein Gewebe (62), gekennzeichnet durch:
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während einer chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) sowie eine Elektrode (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl (54) aufweist; einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen der elek trischen Energie mit der vorbestimmten Hochfrequenz; eine Gasversorgungseinrichtung (44) zur Versorgung mit Gas, durch das der Gasstrahl (54) erzeugt wird; eine Schnur (48), welche das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich längs der Schnur erstreckt und den Elektrochirurgiegenerator (46) mit der Elektrode (58) verbindet, und wobei die Schnur (48) außerdem wenig stens einen Gasleitkanal enthält, der Gas von der Gasver sorgungseinrichtung (44) zu der Düse (52) leitet; und eine Einrichtung, die auf den Gasdruck in dem Handstück (42) anspricht, um den Elektrochirurgiegenerator (46) daran zu hindern, elektrische Energie abzugeben, wenn ein vorbe stimmter Gasdruckzustand nicht hergestellt werden kann.

71. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in einem Gasstrahl (56) zu einem Gewebe (62), gekennzeichnet durch: ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während der chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) und eine Elektrode (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl (54) aufweist; einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen von elek trischer Energie in dem vorbestimmten Hochfrequenzbereich; eine Gasversorgungseinrichtung (44) zur Versorgung mit Gas, durch das der Gasstrahl (54) erzeugt wird; und eine Schnur (48), die das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und mit der Gasversorgungseinrich tung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektri schen Leiter (56) aufweist, der sich längs derselben er streckt und den Elektrochirurgiegenerator (46) mit der Elek trode (58) verbindet, und wobei die Schnur (48) außerdem wenigstens einen Gasleitkanal (50) aufweist, der Gas von der Gasversorgungseinrichtung (44) zu der Düse (52) leitet; wobei das Handstück (42) aufweist:
einen Griff (104), der mit der Schnur (48) verbunden ist, eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100), mit der die Düse (52) und die Elektrode (58) integral verbunden sind, und eine Kupplungseinrichtung (102), die mit dem Griff (104) verbunden ist, zum lösbaren Verbinden der Düsen- und Elek trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Handstück (42), wobei die Kupplungseinrichtung (102) außerdem die Elektrode (58) mit dem elektrischen Leiter (56) der Schnur (48) elektrisch verbindet und außerdem Gas aus dem Gasleitkanal (50) in die Düse (52) leitet.

72. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 71, dadurch gekennzeichnet, daß: der elektrische Leiter (56) insgesamt in der Querschnitts mitte der Schnur (48) angeordnet ist, und die Elektrode (58) insgesamt in der Querschnittsmitte des Handstücks (42) angeordnet ist, wenn die Düsen- und Elek trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Griff (104) verbunden ist.

73. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 71, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrode (58) eine langgestreckte Elektrode ist, die ein im wesentlichen freiliegendes Front ende hat, und daß eine Einrichtung vorgesehen ist zum Haltern der Elektro de, so daß sich das im wesentlichen freiliegende Frontende derselben im wesentlichen in den Mittelpunkt des Gasströh mungsweges an einer Stelle innerhalb der Düse (52) erstreckt.

74. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 73, dadurch gekennzeichnet, daß ein hinteres Ende der Elektrode (58) freiliegt, mit dem eine elektrische Verbindung zu der Elek trode (58) in der Kupplungseinrichtung (102) beim Anschlie ßen der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) in den Griff (104) herstellbar ist.

75. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 74, dadurch gekennzeichnet, daß die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) eine Ein richtung aufweist, die eine trichterartige Konfiguration hat und mit der Düse (52) verbunden ist; und daß die Einrichtung zum Haltern der Elektrode (58) einen Kernteil aufweist, der an der Elektrode in einer Position zwischen dem vorderen und dem hinteren freiliegenden Ende der Elektrode befestigt ist, und Rippen, die sich zwischen der trichterartigen Konfiguration und dem Kernteil erstrecken und durch die die Elektrode (58) in der Düsen- und Elektro denhalteeinrichtung (100) abgestützt wird.