DE3838840C2

DE3838840C2 - Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung für chirurgische Zwecke

Info

Publication number: DE3838840C2
Application number: DE19883838840
Authority: DE
Inventors: Ruediger Stockert
Original assignee: Leibinger GmbH
Current assignee: Leibinger GmbH
Priority date: 1988-11-17
Filing date: 1988-11-17
Publication date: 1997-02-20
Anticipated expiration: 2008-11-18
Also published as: DE3838840A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung für chirurgische Zwecke, mit einem HF-Generator, einer HF-Leistungssteuer schaltung, einem Koagulationsinstrument, das über einen Koagulationskopf verfügt, der einen Heizkopf und einen passiven Bereich aufweist, wobei ein erster Temperatursensor in dem Heizkopf angeordnet ist.

Eine derartige Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung ist aus der DE 31 20 102 C2 bekannt. Die dortige Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nutzt die Erkenntnis aus, daß sich relativ unabhängig vom jeweiligen Gewe beaufbau bei bipolaren Koagulierungsinstrumenten und bei Anwendung unterschiedlicher Leistungen Zeitverläufe des Impedanzbetrages während der Koagulation ergeben, die jeweils den gleichen charakteristischen Verlauf aufweisen.

Die Durchblutung des Gewebes kann aufgrund der physischen Konstella tion des Patienten stark schwanken. Bereits aus diesem Grunde liefert die Impedanzmessung des sich erwärmenden Gewebes nur ungenau die Größe des Koagulats, das sich während der HF-Einspeisung ausbildet.

Eine weitere Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung ist aus der DE 35 11 107 C2 bekannt. Die dort beschriebene Pinzette verfügt über jeweils einen Temperatursensor in jedem Pinzettenschenkel, wobei die HF-Einspeisung in die Pinzettenschenkel dann unterbrochen wird, wenn eine über einem Sollwert liegende Temperaturdifferenz zwischen den beiden das zu koagu lierende Gewebe umfassenden Pinzettenschenkeln erfaßt wird.

Ausgehend von diesem Stand der Technik liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung der eingangs genannten Art zu schaffen, die es bei chirur gischen Eingriffen ohne Sicht auf das zu koagulierende Gewebe gestattet, die Größe des sich bildenden Koagulats fort laufend zu überwachen und zu kontrol lieren.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß das Koagulationsinstrument in dem passiven Bereich außerhalb des Heizkopfes über mindestens einen zweiten Temperatursensor verfügt, der in einem vorbestimmten Abstand zu dem ersten Temperatursensor angeordnet ist.

Durch eine kontinuierliche Temperaturmessung der Spitze des Koagulationsinstrument und einer Regelung der in die Heizkopf zugeführten HF-Leistung kann die Temperatur im Zentrum des zu koagulierenden Gewebes auf eine Maximaltemperatur stabilisiert werden. Dadurch wird wirkungsvoll die Verklebung, Austrocknung und Verschorfung des sich um die Heizkopf befindlichen Gewebes verhindert.

Die Anordnung eines zweiten Temperatursensors im passiven Bereich des Koagulationsinstrumentes ge stattet die kontinuierliche Messung der Temperatur des in einem räumlichen Abstand zum Heizkopf des Koagula tionsinstrumentes vorliegenden Gewebes. Der zeitliche Temperaturverlauf in Gewebe, das sich in einem räumlichen Abstand vom Zentrum der Koagulation befindet, gestattet zuverlässig auf die Größe des Koagulats zu jedem Zeitpunkt der Koagulation zu schließen.

Die Anordnung mehrerer Temperatursensoren in verschie denen Abständen zum Heizkopf verbessert die Daten für die Berechnung der Größe des vorliegenden Koagulats.

Nachfolgend werden vier Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine nicht maßstäblich gezeichnete, schema tische Seitenansicht eines teilweise aufge schnittenen distalen Endbereichs eines Koagulationsinstrumentes gemäß einem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 2 einen Schnitt durch den strichpunktierten Ausschnitt II aus der Fig. 1 in einer Seitenansicht,

Fig. 3 ein Blockschaltbild einer HF-Ansteuer- und Regelschaltung zusammen mit dem in nicht maßstäblicher Weise schematisch darge stellten Koagulationsinstrument,

Fig. 4 ein einfaches Temperatur-Zeitdiagramm für den Verlauf einer Koagulation,

Fig. 5 eine schematische aufgeschnittene Seitenan sicht eines distalen Endbereichs eines Koagulationsinstrumentes gemäß einem zweiten Ausführungsbeispiel,

Fig. 6 einen Halbschnitt des distalen Endbereichs des Koagulationsinstrumentes gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel,

Fig. 7 eine schematische Draufsicht auf den ausgerollten Mantel eines Teiles des distalen Endbereichs des Koagulations instrumentes gemäß dem dritten Aus führungsbeispiel,

Fig. 8 einen Querschnitt durch das Koagulations instrument in weiterem Abstand von seinem Heizkopf gemäß einer weiteren Ausführungs form und

Fig. 9 eine nicht maßstäblich gezeichnete, schema tische Seitenansicht eines teilweise aufgeschnittenen distalen Endbereichs eines Koagulationsinstrumentes gemäß einem vierten Ausführungsbeispiel.

Die Fig. 1 zeigt eine nicht maßstäblich gezeichnete, schematische Seitenansicht eines teilweise aufge schnittenen distalen Endbereichs 1 eines Koagula tionsinstrumentes 2 Bei einem stereotaktischen chiru rgischen Eingriff ist der distale Endbereich 1 in das Gehirngewebe eines Patienten vorgeschoben. Der in der Zeichnung nicht dargestellte, sich außerhalb des Patienten befindliche proximale Endbereich des Koagulationsinstrumentes 2 ist mit einer in der Fig. 3 gezeigten elektronischen Ansteuer- und Auswerteschaltung für das Koagulationsinstrument 2 verbunden.

Das Koagulationsinstrument 2 verfügt über ein Ein führungsrohr 3 und einen Koagulationsschaft 4. Das Einführungsrohr 3, das einen Durchmesser von mehreren Millimetern haben kann, weist eine durchgehende konzentrische Zentralbohrung 5 auf, die in der Nähe des vorderen abgerundeten Endes des distalen Endbe reichs 1 seitlich aus dem Einführungsrohr 3 in eine Mündung 6 ausläuft. In der Zentralbohrung 5 des Ein führungsrohrs 3 ist der Koagulationsschaft 4 vor- und zurückschiebbar angeordnet. Der Koagulationsschaft 4 erstreckt sich in Fig. 1 mit seinem Koagulations kopf 7 über die Mündung 6 aus dem Einführungsrohr 3 heraus in das ihn umgebende in der Fig. 1 nicht dargestellte Gehirngewebe des Patienten. Der de taillierte Aufbau des Koagulationskopfes 7 ist in Fig. 2 gezeigt.

In der Fig. 2 ist ein Schnitt durch den strich punktierten Ausschnitt 11 aus der Fig. 1 in einer Seitenansicht vergrößert dargestellt. Der Koagula tionsschaft 4 besteht aus einem dünnen Mantel 8 aus schlecht wärmeleitenden Edelstahl, der mit einer äußeren Oberflächenbeschichtung 9 versehen ist, die durch eine sehr dünne Auflageschicht einer Aluminium- Gold-Legierung gebildet ist. Der durch den Mantel 8 des Koagulationsschaftes 4 gebildete Zylinder ist mit gepreßtem Quarzsand 10 gefüllt.

Der nicht isolierte vordere Bereich des Mantels 8 des Koagulationskopfes 7 bildet beim Kontakt mit dem Gewebe einen mit Hilfe von Hochfrequenz heizbaren Heizkopf 11, der in einen passiven Bereich 12 über geht. Die äußere Oberflächenbeschichtung 9 des passiven Bereichs 12 ist mit einem Kunststoffmantel 13 überzogen.

Die Fig. 2 ist ebenfalls nicht maßstäblich gezeich net; denn der Durchmesser des Heizkopfes 11 beträgt je nach der Art und der Menge des zu koagulierenden Gewebes etwa 0,2 Millimeter bis zu über einem Mil limeter. Der Abstand von dem Heizkopf 11 bis zum passiven Bereich 12 beträgt zwischen etwa 0,5 Mil limeter bis u. U. 15 Millimeter bei großvolumigen Koagulationen.

In dem mit dem Quarzsand 10 gefüllten Koagulations schaft 4 sind ein erster Temperatursensor 14 und ein zweiter Temperatursensor 15 eingebettet. Die Tempera tursensoren 14 bzw. 15 sind Ni-NiCr-Thermoelemente, die aus jeweils einem Ni-Draht und einem NiCr-Draht bestehen, die an einer ersten Kontaktstelle 16 bzw. an einer zweiten Kontaktstelle 17 zusammengeschweißt sind. Sie dienen der Messung der ersten Temperatur T₁ an der ersten Kontaktstelle 16 bzw. der zweiten Tem peratur T₂ an der zweiten Kontaktstelle 17.

Wie auf der Zeichnung deutlich zu erkennen ist, befindet sich die erste Kontaktstelle 16 im wesent lichen in der räumlichen bzw. thermischen Mitte des Heizkopfes 11, so daß der erste Temperatursensor 14 die Temperatur T₁ des Heizkopfes 11 erfaßt. Die zweite Kontaktstelle 17 ist in einem räumlichen Abstand zu der ersten Kontaktstelle 16 angeordnet. Der räumliche Abstand beruht vor allem auf dem axialen Versatz der Kontaktstellen 16 und 17 und liegt zumeist zwischen 0,5 Millimeter und 15 Millimeter, so daß, wie in der Fig. 2 dargestellt, der zweite Temperatursensor 15 am Beginn des passiven Bereichs 12 oder im passiven Bereich 12 angeordnet ist. Der zweite Temperatursensor erfaßt die zweite Temperatur T₂ , die der Temperatur des sie umgebenden Gehirngewebes des Patienten entspricht und in indirekter Weise von der Erwärmung des Heizkopfes 11 beeinflußt wird. Dies wird durch die schlecht wärmeleitende Edelstahlausführung des Mantels 8 unterstützt. Der zweite Temperatursensor 15 kann aber auch tiefer im passiven Bereich 12 unter dem Kunststoffmantel 13 vorgesehen sein, als dies in der Fig. 2 gezeichnet ist. Die vom zweiten Temperatur sensor 15 erfaßte Temperatur T₂ repräsentiert die Temperatur des den Temperatursensor 15 umgebenden Gehirngewebes des Patienten, das sich in einem vor bestimmten räumlichen Abstand zu dem Heizkopf 11 befindet und damit in einem vorbestimmten Abstand zu dem Koagulationszentrum.

Die Fig. 3 zeigt ein Blockschaltbild einer HF- Ansteuer- und Regelschaltung für das in der Zeichnung in nicht maßstäblicher Weise schematisch dargestellte Koagulationsinstrument 2.

In dem Koagulationskopf 7 des Koagulationsinstru mentes 2 sind der erste Temperatursensor 14 sowie der zweite Temperatursensor 15 zu erkennen. Die Tempera tursensoren 14 und 15 sind mit einer einzigen Leitung dargestellt, die jeweils zwei Drähte repräsentieren. Diese Drähte enden zum einen an der ersten Kontakt stelle 16 in dem Heizkopf 11 bzw. an der zweiten Kontaktstelle 17 im passiven Bereich 12.

Zum anderen bilden die Drähte eine erste Temperatur leitung 18 bzw. zweite Temperaturleitung 19. Die Drähte sind aus dem proximalen Ende des Koagulations instrumentes 2 herausgeführt. Die zeichnerische Darstellung mit der seitlichen Herausführung der Temperaturleitungen 18 und 19 dient nur der Veran schaulichung.

Die erste Temperaturleitung 18 ist mit einem ersten Verstärker 20 verbunden. Die zweite Temperaturlei tung 19 ist mit einem zweiten Verstärker 21 verbun den. Die Verstärker 20 und 21 weisen vorzugsweise jeweils einen Analog-Digital-Wandler und eine nachge schaltete Lumineszenzlaserdiode auf. Dann kann die erste Datenleitung 22, die mit dem Ausgang des ersten Verstärkers 20 verbunden ist, aus einem Lichtwellen leiter aufgebaut sein. Auch die zweite Daten leitung 23, die mit dem Ausgang des zweiten Verstär kers 21 verbunden ist, besteht dann aus einem Licht wellenleiter.

Die Verwendung von Lichtwellenleitern gestattet wirkungsvoll die elektrische Trennung der Temperatur sensoren 14 und 15 und ihrer nachgeschalteten Verstär ker 20 und 21 von der signalverarbeitenden Elektronik. Dieser Vorteil kann insbesondere benutzt werden, wenn die Verstärker 20 und 21 in das proximale Ende des Koagulationsinstrumentes 2 integriert sind. Zu diesem Zwecke kann eine integrierte Schaltung vorgesehen sein, die über die Verstärker 20 und 21 verfügt und in der vorteilhafterweise zudem in einem Speichermittel die Kennlinien der verwendeten Temperatursensoren 14 und 15 abgespeichert sind. Dann kann der den stereo taktischen Eingriff vornehmende Chirurg in einfacher Weise das Koagulationsinstrument 2 austauschen, ohne daß an der HF-Ansteuer- und Regelschaltung neue Einstellungen vorgenommen werden müßten. Außerdem können die Form des Heizkopfes 11 und andere Steuer merkmale des Koagulationsinstrumentes 2 in der integrierten Schaltung gespeichert sein.

Somit entsprechen die Daten auf der ersten Daten leitung 22 der Temperatur T₁ des Heizkopfes 11 und damit der Temperatur des Koagulationszentrums. Die Daten auf der zweiten Datenleitung 23 entsprechen der Temperatur T₂ des den zweiten Temperatursensor 15 umgebenden Hirngewebes, das sich in einem vorbe stimmten Abstand zu dem Koagulationszentrum befindet.

Die Datenleitungen 22 und 23 beaufschlagen eine Anzeigeschaltung 24, In der Anzeigeschaltung 24 wird aus den auf den Datenleitungen 22 und 23 anliegenden Daten für die Temperaturen T₁ und T₂ eine Größe f(t) gebildet, die ein Maß für die momentane räumliche Ausdehnurig des Koagulates um den Heizkopf 11 ist.

In einfachster Weise kann dies durch eine digitale Größenanzeige des Durchmessers des Koagulates in Millimetern oder einer geeigneteren Meßgröße ge schehen. Es ist aber auch eine grafische Darstellung auf einem Monitorbildschirm möglich. Diese kann wirkungsvoll unterstützt werden, wenn die Form des Heizkopfes 11 und andere Steuermerkmale des Koagula tionsinstrumentes 2 in der integrierten Schaltung gespeichert sind. Diese Daten liegen über eine in der Zeichnung nicht dargestellte Steuerleitung an der Anzeigeschaltung 24 an und unterstützen den grafischen Bildaufbau. Somit ist dein Chirurg, der an einem für ihn nicht einsehbaren Ort Gewebe eines Patienten koaguliert, eine wirkungsvolle Kontrolle des Fort schreitens des Eingriffs gegeben.

Die erste Datenleitung 22 beaufschlagt desweiteren einen Eingang eines ersten Proportional-Integral- Differential-Regler 25, im Folgenden kurz erster PID- Regler 25 genannt. Der zweite Regeleingang des ersten PID-Reglers 25 ist mit einer Temperatursollwertlei tung 26 verbunden. Über die Temperatursollwertlei tung 26 liegt an dem ersten PID-Regler 25 ein vor bestimmtes Temperatursignal an, daß die maximal zulässige Temperatur für T₁ repräsentiert.

Der erste PID-Regler 25 vergleicht in einem ersten Schritt die Daten der T₁-Solltemperatur mit den über die erste Datenleitung 22 eingehenden Daten für die Temperatur T₁ des Heizkopfes 11. In einem zweiten Schritt erzeugt der erste PID-Regler 25 ein erstes Regelsignal 27, das an dem Regelausgang des ersten PID-Reglers 25 anliegt. Der Regelausgang ist über eine erste HF-Steuerleitung 28 mit einem Steuereingang eines HF-Generators 29 verbunden. Das erste Regel signal 27 regelt die Ausgangsleistung des HF-Genera tors 29, die an seinem HF-Ausgang 30 bereitgestellt wird, derart, daß die Temperatur T₁ an dem Heizkopf 11 des Koagulationsinstrumentes 2 auf die vorbestimmte Solltemperatur aber nicht über sie hinaus ansteigt. Das Solltemperatursignal auf der Temperatursoll wertleitung 26 beaufschlagt den ersten PID-Regler 25.

Die Datenleitungen 22 und 23 sind außerdem an zwei Eingänge einer Begrenzungsschaltung 31 angeschlossen. Die Begrenzungsschaltung 31 besteht aus einer Rechen einrichtung 32 und einem zweiten Proportional-In tegral-Differential-Regler 33, im Folgenden kurz zweiter PID-Regler 33 genannt. In der Rechenein richtung 32 wird aus den auf den Datenleitungen 22 und 23 anliegenden Daten für die Temperaturen T₁ und T₂ die Größe f(t) gebildet, die der momentanen räum lichen Ausdehnung des Koagulates um den Heizkopf 11 entspricht.

Eine Koagulatsgrößendatenleitung 34 ist mit einem weiteren Eingang des zweiten PID-Reglers 33 verbunden. Über die Koagulatsgrößendatenleitung 34 beaufschlagt ein Signal den zweiten PID-Regler 33, das dem Sollwert der gewünschten räumlichen Ausdehnung des Koagulats entspricht. Dieser Sollwert wird vor dem stereotak tischen Eingriff von dem operierenden Chirurgen voreingestellt.

Der zweite PID-Regler 33 vergleicht in einem ersten Schritt die Daten der durch die Größe f(t) gegebenen erreichten Ausdehnung des Koagulats mit den über die Koagulatsgrößendatenleitung 34 eingehenden Daten für die gewünschte räumliche Ausdehnung des Koagulats. In einem zweiten Schritt erzeugt der zweite PID-Regler 33 ein zweites Regelsignal 35, das an dem Regelausgang des zweiten PID-Reglers 33 anliegt. Der Regelausgang ist über eine zweite HF-Steuerleitung 36 mit einem weiteren Steuereingang des HF-Generators 29 verbun den. Das zweite Regelsignal 35 regelt ebenfalls die Ausgangsleistung des HF-Generators 29, die an dem HF- Ausgang 30 bereitgestellt wird. Die Regelung erfolgt derart, daß die geregelte Ausgangsleistung des HF- Generators 29 ein genaues Erreichen der gewünschten Koagulationsgröße gestattet. Die Wirkungsweise der Regelung wird im Zusammenhang mit Fig. 4 erläutert.

Weiterhin enthält der HF-Generator 29 weitere in der Zeichnung nicht dargestellte Steuereingänge. Diese begrenzen mit weiteren nicht dargestellten PID-Reglern unter anderem den maximalen Strom, die maximale Spannung, die maximale HF-Leistung und die maximale Zeitdauer der HF-Einspeisung des HF-Generators 29 in eine HF-Sendeleitung 37.

Der HF-Ausgang 30 ist über die HF-Sendeleitung 37 mit dem proximalen Ende des Koagulationsinstrumentes 2 verbunden, das die HF-Leistung über den Heizkopf 11 zum Gewebe weiterleitet.

Die Fig. 4 zeigt ein einfaches Temperatur-Zeit diagramm für den Verlauf einer Koagulation. Es ist eine Temperaturskala 38 gegen eine Zeitskala 39 aufgetragen. Die Temperaturen sind in ° Celsius und die Zeit in Sekunden angegeben. Es sind in dem Diagramm zwei Kurven dargestellt. Die erste Kurve ist eine Zentrumstemperaturkurve 40, die die Temperatur T₁ an dem Heizkopf 11 des Koagulationsinstrumentes 2 darstellt, die durch den ersten Temperatursensor 14 erfaßt wird. Die zweite Kurve ist eine Randbereichs temperaturkurve 41, die die Temperatur T₂ darstellt, die durch den zweiten Temperatursensor 15 erfaßt wird.

Vor Beginn der Koagulation weisen beide Temperatursen soren 14 und 15 die Temperatur des sie umgebenden Hirngewebes des Patienten auf, also etwas über 30° Celsius. Wenn der HF-Generator 29 eingeschaltet wird, gibt er eine geregelte Leistung ab, die die Tempera tur T₁ im Gewebe ansteigen läßt. Die Regelung der HF- Leistung begrenzt dabei die Steigung der Zentrums temperaturkurve 40. Im weiteren zeitlichen Verlauf wird die abgegebene HF-Leistung reduziert, um die Zentrumstemperaturkurve 40 asymptotisch an die gewünschte Maximaltemperatur 42 anzunähern, die im vorliegenden Fall auf etwas über 80° Celsius ein gestellt ist. Die Daten über die zu erreichende Maximaltemperatur 42 werden über die Temperatur sollwertleitung 26 in Fig. 3 dem ersten PID-Regler 25 zugeführt, der das Abflachen der Steigung der Zen trumstemperaturkurve 40 regelt.

Die Koagulation beginnt bei ungefähr 42° Celsius. Höhere Maximaltemperaturen als die voreingestellten etwas über 80° Celsius würden wiederum zur Austrock nung des Gewebes um den Heizkopf 11 des Koagulations instrumentes 2 führen, der dann gegenüber dem ihn umgebenden Gewebe elektrisch isoliert wäre. Zudem kann eine überhöhte Temperatur zu Verkohlungen oder Verbrennungen führen.

Die Randbereichstemperaturkurve 41 in Fig. 4 wird von dem zweiten Temperatursensor 15 erfaßt. Die jeweilig vorliegende Temperatur ist demgemäß die Temperatur T₂ des sich in einem vorbestimmten Abstand vom Koagula tionszentrum befindlichen Hirngewebes. Sie steigt in Abhängigkeit von der thermischen Leitfähigkeit und der Wärmekapazität des Gewebes sowie dem Abstand des zweiten Temperatursensors 15 vom Heizkopf 11 zeit verzögert gegenüber der Temperatur T₁ an dem Heiz kopf 11 an, um nach einer gewissen Zeit auch die Maximaltemperatur 42 zu erreichen.

Die in einem in der Fig. 4 mit t_z bezeichnetem Zeitpunkt vorliegende Temperaturdifferenz Z=T₁-T₂ ist vor allein von dein vorbestimmten Abstand des zweiten Temperatursensors 15 von dem Heizkopf 11 abhängig. Die momentane Temperatur 43 des ersten Temperatursen sors 14 wird erst mit einer zeitlichen Verzögerung t_d am Ort des zweiten Temperatursensors 15 erreicht. Diese zeitliche Verzögerung t_d ist um so länger, desto größer der räumliche Abstand zwischen dem ersten Temperatursensor 14 an dem Heizkopf 11 des Koagula tionsinstrumentes 2 und dem zweiten Temperatursen sor 15 ist.

Aus dem Zusammenhang von einzelnen Temperatur differenzen Z zu Zeitpunkten t_z, zeitlichen Ver zögerungen t_d, dem oben genannten räumlichen Abstand zwischen den Temperatursensoren 14 und 15 und der abgegebenen HF-Leistung kann in jedem Zeitpunkt t auf die momentane räumliche Ausdehnung des Koagulats geschlossen werden, die in dem Blockschaltbild der Fig. 3 mit f(t) bezeichnet ist, und weiterhin die zukünftige räumliche Ausdehnung des Koagulats in einem späteren Zeitpunkt antizipiert werden. Dies gestattet wirkungsvoll die Regelung der HF-Leistung des HF- Generators 29 durch den zweiten PID-Regler 33, um die gewünschte Koagulatsgröße sicher zu erreichen ohne zu riskieren, sie zu überschreiten.

Die Meßwerterfassung und die Berechnung der Koagula tionsgröße kann auch in einem kontinuierlichen Prozeß mit einer Vielzahl von Zwischenauswertungen geschehen.

Die Zentrumstemperaturkurve 40 und die Randbereichs temperaturkurve 41 verbleiben in dem in der Fig. 4 dargestellten Koagulationsprozeß nach ihrem Anstieg auf die Maximaltemperatur 42 auf diesem Temperaturwert konstant stehen. In einem realistischen Behandlungs fall wird die durch den HF-Generator 29 abgegebene HF-Leistung zeitlich schon vor Erreichen der gewünsch ten Koagulatsgröße auf ein kleineres Leistungsniveau geregelt und schließlich abgeschaltet, so daß die Kurven 40 und 41 schlußendlich zeitlich langsam auf ihren Anfangstemperaturwert nahe der Körpertemperatur des Patienten abfallen. Dabei dehnt sich während einer gewissen Zeit der Koagulatsbereich weiterhin aus, sofern nämlich die Temperatur des Gewebes durch die gespeicherte Wärme in verschiedenen Bereichen noch über 42° Celsius ansteigt.

Je nach gewünschter Koagulatsgröße kann die geregelte Verringerung der HF-Leistung des HF-Generators 29 schon zu einem Zeitpunkt erfolgen, bei dem die Temperaturen T₁ und T₂ unterschiedliche Werte auf weisen, so daß unter Umständen T₁ und T₂ die Maximal temperatur 42 nicht erreichen.

Die Fig. 5 zeigt eine schematische aufgeschnittene Seitenansicht eines distalen Endbereichs eines Koagulationsinstrumentes 2 gemäß einem zweiten Aus führungsbeispiel der Erfindung. Das Koagulations instrument 2 ist direkt für stereotaktische Eingriffe vorgesehen, ohne daß ein Einführungsrohr 3 verwendet wird. Der Mantel 8 mit der Aluminium-Gold-Schicht der äußeren Oberflächenbeschichtung 9 ist steifer aus gebildet und weist meistens einen Durchmesser von 0,5 Millimeter bis einigen Millimetern auf. Das Koagulationsinstrument 2 kann aber auch flexibel ausgelegt sein. Der passive Bereich 12 ist mit dem einige Mikrometer dicken Kunststoffmantel 13 über zogen. Das Innere des Koagulationsinstrumentes 2 ist mit gepreßtem Quarzsand 10 gefüllt und weist den ersten Temperatursensor 14 und den zweiten Temperatur sensor 15 auf. Die erste Kontaktstelle 16 befindet sich in dem Heizkopf 11 des Koagulationsinstrumen tes 2. Die zweite Kontaktstelle 17 ist in einem vorbe stimmten Abstand zu der ersten Kontaktstelle 16 des ersten Temperatursensors 14 angeordnet. Sie befindet sich vorzugsweise in einem Bereich des Mantels 8 des Koagulationsinstrumentes 2, der von dem Kunststoff mantel 13 überzogen ist.

In der Zeichnung sind die Temperatursensoren 14 und 15 nicht achsensymmetrisch zu der Längsachse des Koagula tionsinstrumentes 2 gezeichnet. Bei den üblichen Größenverhältnissen von z. B. 1 zu 10 für das Ver hältnis des Durchmessers des Koagulationskopfes 7 zu dem Abstand der zweiten Kontaktstelle 17 von der ersten Kontaktstelle 16 ist der Einfluß der genauen Lage der Kontaktstellen 16 und 17 in Querschnitten des Koagulationsinstrumentes 2 auf die gemessenen Tem peraturen vernachlässigbar gering.

Die Fig. 6 zeigt einen Halbschnitt des distalen End bereichs des Koagulationsinstrumentes 2 gemäß einem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung. Das Koagulationsinstrument 2 weist den Mantel 8 auf, der aus einem Nickelrohr 44 besteht. Das Innere des Nickelrohrs 44 ist mit Quarzsand 10 gefüllt. Das Nickelrohr 44 ist mit einer isolierenden Schicht 45 überzogen, vorzugsweise wird dazu Siliziumdioxid verwendet.

Diese isolierende Schicht 45 ist an verschiedenen Temperaturmeßstellen 46 entfernt. Über der isolieren den Schicht 45 sind dünne Bahnen 47 einer Nickel- Chrom-Legierung angeordnet, die an den Temperatur meßstellen 46 das Nickelrohr 44 kontaktieren. Diese Metall-Metall-Übergänge 48, 49, 50 und 51 erzeugen eine elektrische Spannung, die proportional der gemessenen Temperatur ist. Den genauen Verlauf der Bahnen 47 zeigt die Fig. 7.

Die Fig. 7 stellt eine schematische Draufsicht auf den ausgerollten Mantel 8 eines Teiles des distalen Endbereichs des Koagulationsinstrumentes 2 gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung dar. Deutlich sind vier Bahnen 47 zu erkennen, die sich von den jeweiligen Temperaturmeßstellen 46 entlang der Längsachse des Nickelrohrs 44 auf der isolierenden Schicht 45 zu dem proximalen Ende des Koagula tionsinstrumentes hin erstrecken. Die gesamte Ober fläche des Nickelrohrs 44 ist mit Ausnahme der Temperaturmeßstellen 46 mit der isolieren den Schicht 45 überzogen. Der erste Metall-Metall- Übergang 48 und der zweite Metall-Metall-Übergang 49 sind in gleichem kurzem Abstand zu dem Heizkopf 11 angeordnet. Diese doppelte Temperaturmessung der Temperatur in dem Heizkopf 11 gestattet eine hohe Sicherheit bei starker mechanischer Beanspruchung des Koagulationskopfes 7. Falls ein Thermoelement ausfällt und dadurch unter Umständen eine zu hohe HF-Leistung in den Heizkopf 11 geleitet werden würde, ist weiter hin ein intakter Metall-Metall-Übergang 48 oder 49 vorhanden.

Weiterhin sind dritte und vierte Metall-Metall-Über gänge 50 und 51 vorgesehen. Damit können zwei un terschiedliche Temperaturen T₂ und T₂′ gemessen werden, die beide charakteristisch für die Ausbreitung der von dem Heizkopf 11 ausgehenden Wärmeraumwelle sind. Das Koagulationsinstrument 2 ist vollkommen oder zum Teil noch mit einer in der Zeichnung nicht darge stellten weiteren Isolierschicht versehen, die außen auf der Isolierschicht 45 und den Bahnen 46 angeordnet ist.

Die Fig. 8 zeigt einen Querschnitt durch das Koagula tionsinstrument 2 in weiterem Abstand von seinem Heizkopf 11 gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung. Der Mantel 8 des Koagulationsinstrumentes 2 ist mit der dünnen äußeren Oberflächenbeschichtung 9 überzogen. Diese wiederum weist einen dünnen isolie renden Kunststoffmantel 13 auf. Im Inneren des Mantels 8 umgibt gepreßter Quarzsand 10 vier Doppel drähte 52, 53, 54 und 55, die jeweils nur an ihrer Spitze einen elektrischen Kontakt miteinander bilden. Jeweils ein Draht der Doppeldrähte 52, 53, 54 und 55 bestehen aus Nickel, der jeweils andere besteht aus Nickel-Chrom. Der erste und der zweite Doppel draht 52 und 53 führen zu Kontaktstellen im Bereich des Heizkopfes 11 des Koagulationsinstrumentes 2. Dort sind die jeweiligen Einzeldrähte der Doppeldrähte 52 bzw. 53 zusammengeschweißt und bilden Metall-Metall- Übergänge. Beide messen die Temperatur T₁ des Koagula tionszentrums. Der dritte und der vierte Doppel draht 54 und 55 führen zu Kontaktstellen im passiven Bereich 12 des Koagulationsinstrumentes 2. Beide resultierenden Metall-Metall-Übergänge messen die Temperatur T₂ des sie umgebenden Gehirngewebes.

Die Fig. 9 zeigt schließlich eine nicht maßstäblich gezeichnete, schematische Seitenansicht eines teil weise aufgeschnittenen distalen Endbereichs 1 eines Koagulationsinstrumentes 2 gemäß einem vierten Aus führungsbeispiel der Erfindung. Der Aufbau des Koagulationsschaft 4 und des aus der Mündung 6 der Zentralbohrung 5 ragenden Koagulationskopfes 7 ist gegenüber dem ersten Ausführungsbeispiel unverändert geblieben. Jedoch sind in der Spitze des Einfüh rungsrohrs 3 weitere Temperatursensoren 56 und 57 angeordnet. Die Zuleitungen der weiteren Temperatur sensoren 56 und 57 sind der Übersichtlichkeit der Zeichnung halber nicht ausgezeichnet. Die weiteren Kontaktstellen 58 und 59 gestatten eine separate Temperaturmessung am Einführungsrohr 3. Dadurch können weitere Daten über die sich von dem Heizkopf 11 ausbreitenden Wärmeraumwelle gewonnen werden, die noch genauere Aussagen über den Koagulationsverlauf gestatten.

Durch die Verwendung von zwei Thermofühlern, von denen sich einer in dem Heizkopf 11 des Koagulationsinstru mentes 2 befindet, während der andere in einem vorbestimmten Abstand zu dem Heizkopf 11 angeordnet ist, kann die Koagulationsgröße exakt vorherbestimmt und so die gewünschte Ausdehnung des Koagulats genau erreicht werden. Die Ausgestaltung der Thermofühler kann außer den genannten Formen auch Halbleiterfühler, Widerstandsmeßfühler und als Fabry-Perot-Interferome ter arbeitende Lichtwellenleiter umfassen. Das Transmissionsverhalten eines solchen Interferometers gestattet den direkten Rückschluß auf die vorliegende Temperatur des Lichtwellenleiters und damit des ihn umgebenden Gewebes.

Claims

1. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung für chirur gische Zwecke, mit einem HF-Generator (29), einer HF- Leistungssteuerschaltung (20, 21, 25, 31, 32, 33), einem Koagulationsinstrument (2), das über einen Koagula tionskopf (7) verfügt, der einen Heizkopf (11) und einen passiven Bereich (12) aufweist, wobei ein erster Temperatursensor (16, 48, 49) in dem Heizkopf (11) angeordnet ist, dadurch gekennzeich net, daß das Koagulationsinstrument (2) in dem passiven Bereich (12) außerhalb des Heizkopfes (11) über mindestens einen zweiten Temperatursensor (17, 50, 51, 58, 59) verfügt, der in einem vorbestimmten Abstand zu dein ersten Temperatursensor (16, 48, 49) an geordnet ist.

2. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach An spruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß in unmittelbarer Nähe zu dem ersten Temperatursensor (48) ein Er satztemperatursensor (49) angeordnet ist.

3. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach An spruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß in unmittelbarer Nähe zu dem zweiten Temperatur sensor (17, 50, 51, 58, 59) ein weiterer Ersatztemperatur sensor (17, 50, 51, 58, 59) angeordnet ist.

4. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß weitere Temperatursensoren (51, 58, 59) in einem vorbe stimmten räumlichen Abstand zu den ersten und zweiten Temperatursensoren (17, 50) angeordnet sind.

5. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach An spruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite oder die weiteren Temperatursensoren (58, 59) in einem Ein führungsrohr (3) des Koagulationsinstrumentes (2) angeordnet sind.

6. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatursensoren (16, 17, 48, 49, 50, 51, 58, 59) durch Metall-Metall-Übergänge gebildet sind.

7. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach An spruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß Schweißstellen von Doppeldrähten im Innern des Koagulationsinstrumen tes (2) die Metall-Metall-Übergänge bilden.

8. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach An spruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Koagula tionsinstrument (2) über ein Rohr (3) verfügt, das mit dem ersten Metall der Metall-Metall-Übergänge über zogen ist, und daß das erste Metall von einer iso lierenden Schicht (45) überzogen ist, die ihrerseits von Bahnen (47) aus dem zweiten Metall der Metall- Metall-Übergänge bedeckt ist, wobei die Bahnen (47) an Temperaturmessstellen (46) durch Löcher in der isolierenden Schicht (45) das erste Metall kontak tieren.

9. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Metalle der Metall-Metall-Übergänge Nickel und Nickel- Chrom sind.

10. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatursensoren (16, 17, 48, 49, 50, 51, 58, 59) Halb leitertemperaturfühler sind.

11. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatursensoren (16, 17, 48, 49, 50, 51, 58, 59) Wider standsmeßtemperaturfühler sind.

12. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatursensoren (16, 17, 48, 49, 50, 51, 58, 59) aus kurzen Lichtwellenleiterstücken bestehen, die über einen Lichtwellenleiter an eine Laseroptik ankoppelbar sind.

13. Hochfrequenzkoagulationsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Temperatursensoren (16, 17, 48, 49, 50, 51, 58, 59) in einem axialen Abstand voneinander angeordnet sind.