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Gebiet der
Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Elektrochirurgie und
insbesondere elektrochirurgische Einrichtungen und Verfahren, welche
Hochfrequenzspannung einsetzen, um Gewebe zu schneiden, abzutragen
oder zu koagulieren.
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Hintergrund
der Erfindung
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Elektrochirurgische
Verfahren stützen
sich typischerweise auf die Anwendung elektrischen Stromes mit sehr
hoher Frequenz (VHF) oder Radiofrequenz (RF), um Gewebestrukturen
zu schneiden, abzutragen oder zu koagulieren. Zum Beispiel umfasst das
elektrochirurgische Schneiden ein so schnelles Erhitzen von Gewebezellen,
dass diese explosionsartig verdampfen und einen Hohlraum in der
Zellmatrix zurücklassen.
Wenn die Elektrode bewegt wird und mit neuem Gewebe in Kontakt kommt,
explodieren neue Zellen und der Einschnitt wird vorgenommen. Ein
solches elektrochirurgisches Schneiden schließt ein Überschlagen des Stromes auf
das Gewebe ein, auch bekannt als Überspringen des RF-Stromes über eine
Luftstrecke auf das Gewebe.
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Radiofrequenz-Elektroden,
die in elektrochirurgischen Verfahren eingesetzt werden, unterteilt man
allgemein in zwei Kategorien: monopolare Einrichtungen und bipolare
Einrichtungen. In monopolaren elektrochirurgischen Einrichtungen
fließt
der RF-Strom im Allgemeinen von einer freiliegenden aktiven Elektrode
durch den Körper
des Patienten zu einer passiven oder Rückelektrode, die an einer geeigneten
Stelle außen
auf der Haut des Patienten aufgebracht wird. In bipolaren elektrochirurgischen
Einrichtungen, die in der allgemeinen Chirurgie verwendet werden,
liegen sowohl die aktive als auch die Rückelektrode frei und befinden
sind typischerweise nahe beabstandet. Der RF-Strom fließt von der
aktiven Elektrode durch das Gewebe zu der Rückelektrode. Somit verläuft im Gegensatz
zu monopolaren elektrochirurgischen Einrichtungen der Rückstrompfad
einer bipolaren Einrichtung nicht durch den Patienten.
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Die
Elektrochirurgie, die in einer leitfähigen Fluidumgebung, wie sie
beispielsweise innerhalb eines mit physiologischer Kochsalzlösung gefüllten Gelenks-
oder Körperhohlraums
vorzufinden ist, unterscheidet sich von dem zuvor beschriebenen
Ansatz dadurch, dass Strom von der aktiven Elektrode durch das Fluid
zu der Rückelektrode
geleitet wird. Im Fall einer monopolaren Einrichtung fließt der Strom
in der zuvor beschriebenen Weise durch den Patienten zu der Rückelektrode.
Im Fall von bipolaren Einrichtungen, die in einer leitfähigen Fluidumgebung
arbeiten, steht die Rückelektrode
nicht in Kontakt mit Gewebe, sondern ist stattdessen in das leitfähige Fluid
in der Nähe
der aktiven Elektrode eingetaucht. Der Stromfluss verläuft von
der aktiven Elektrode durch die leitfähige Flüssigkeit und das umliegende
Gewebe zu der Rückelektrode
der bipolaren Einrichtung. Unabhängig
davon, ob eine Elektrode monopolar oder bipolar ist, fließt immer
dann, wenn die Elektrode Strom führend
ist, Strom von allen nicht isolierten Oberflächen der aktiven Elektrode
zu der Rückelektrode.
Dies steht im Gegensatz zur herkömmlichen
Chirurgie (auch "offene
Chirurgie" genannt),
in der Strom nur durch Elektrodenoberflächen fließt, die in Kontakt mit dem
Gewebe des Patienten stehen.
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WO
00/62685 beschreibt Systeme und Verfahren zur elektrochirurgischen
Entfernung des Stratum corneum.
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Damit
eine Elektrode in einer Fluidumgebung Gewebe verdampfen kann, wie
in dem zuvor beschriebenen Schneidverfahren, muss die Stromdichte
an der Schnittstelle zwischen Elektrode und Gewebe ausreichend hoch
sein, um ein Überschlagen
zwischen der Elektrode und dem Patienten zu bewirken. Wenn eine
solche Stromdichte nicht erreicht wird, fließt der Strom ohne einem erwünschten klinischen
Effekt von der aktiven Elektrode zur Rückelektrode. Tatsächlich ist
ein solcher Stromfluss besonders unerwünscht, da der Strom, der von
der aktiven Elektrode fließt,
das leitfähige
Fluid in dem Bereich, der die aktive Elektrode umgibt, erhitzt.
Ein Chirurg, der eine Einrichtung verwendet, die Strom führend ist,
aber nicht auf das Gewebe überschlägt, könnte glauben,
dass er das Gewebe in unmittelbarer Nähe zu der aktiven Elektrode
nicht beeinträchtigt, doch
könnte
er das Gewebe Temperaturen unterwerfen, die gegen 100 °C gehen.
Sogar wenn die Elektrode auf das Gewebe überschlägt, sind die thermischen Effekte
nicht auf die Verdampfung des Gewebes beschränkt. Es findet ein merkliches
unerwünschtes
Erhitzen des Fluids und Gewebes in der Umgebung der Elektrode statt.
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Ein
Weg, um die negativen Auswirkungen des unerwünschten Erhitzens des Fluids
und der benachbarten Gewebestrukturen zu vermeiden, besteht darin,
die Leistung des elektrochirurgischen Generators auf einen Pegel
einzustellen, der ausreichend niedrig ist, um das Erhitzen der Flüssigkeit
zu minimieren, aber hoch genug, um Funken zu erzeugen. Es gibt jedoch
inhärente
Schwierigkeiten dabei, annehmbare elektrochirurgische Parameter
zu erreichen, da nahezu alle elektrochirurgischen Elektroden nur
dann "gezündet werden", d. h. Funken erzeugen, wenn
sie mit Gewebe in Kontakt gebracht werden, und dann im Allgemeinen
nach einer Zeitverzögerung
von variierender Länge.
Darüber
hinaus wandert bei elektrochirurgischen Verfahren, wenn keine Funken
erzeugt werden, der größte Teil
des RF-Stromes, der an eine in einem Strom leitenden Fluid betriebene
Elektrode geleitet wird, als Hitze in das Fluid selbst, was in der
Folge die Temperatur des Fluids innerhalb des Gelenks und in dem
benachbarten Gewebe erhöht.
Wenn Funken erzeugt werden, wird ein großer Anteil des RF-Stromes für die Erzeugung
von Funken in der Umgebung der Elektroden verwendet, und ein kleiner
Anteil erhitzt die umgebende Flüssigkeit
und den Körper
des Patienten. Daher ist das Setzen der elektrochirurgischen Elektrode
unter Strom ohne sofortige Erzeugung von Funken gefährlich und unerwünscht, da
das Erhitzen eine Gewebestruktur in den umliegenden Bereichen in
unkontrollierbarer Weise beschädigen
kann.
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Außer bei
sehr hohen Energieniveaus sind monopolare und bipolare elektrochirurgische
Elektrodenablatoren nicht in der Lage, Funken zu erzeugen, bevor
sie in Kontakt mit Gewebe stehen, und sogar dann nicht sofort. Diese
oft wesentliche Verzögerung in
der Funkenbildung erhöht
die Zeit, für
welche die Sonde mit der Gewebestruktur in Kontakt sein muss, in
unnötiger
Weise, wodurch die Wahrscheinlichkeit von Schäden an den umliegenden Gewebestrukturen
erhöht
wird. Während
der Periode ab dem Zeitpunkt, zu dem die elektrochirurgische Elektrode Strom
führend
gemacht wird, bis zu dem Punkt der Funkenbildung, wird das Erhitzen
des Fluids ohne jegliche vorteilhafte Wirkung auf den Patienten
fortgesetzt. Dieses unerwünschte
Erhitzen erhöht
das Risiko von Verbrennungen am Patienten wesentlich.
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Dementsprechend
herrscht ein Bedarf für eine
verbesserte Elektrode für
die elektrochirurgische Ablation von Gewebestrukturen in einem leitfähigen Fluid,
welche zu einer einfachen Zündung,
insbesondere bei niedrigen Energieniveaus, in der Lage ist. Eine
effiziente Konstruktion einer elektrochirurgischen Elektrode, die
bei einem niedrigen RF-Energieniveau arbeitet, sowie Verfahren zur
Herstellung solcher elektrochirurgischen Elektroden und Verfahren
zur Verwendung einer solchen Elektrode in verschiedenen elektrochirurgischen
Verfahren sind ebenfalls notwendig.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Gemäß der Erfindung
wird eine monopolare elektrochirurgische Sonde wie in Anspruch 1
dargelegt geschaffen. Bevorzugte Merkmale werden in den Ansprüchen 2 bis
5 dargelegt.
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Diese
und andere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden durch die
nachfolgende detaillierte Beschreibung deutlicher werden, die in
Verbindung mit den beiliegenden Zeichnungen und den gezeigten beispielhaften
Ausführungsformen
der Erfindung gegeben wird.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
eine perspektivische Ansicht eines elektrochirurgischen Systems,
welches eine elektrochirurgische Sonde der vorliegenden Erfindung
umfasst.
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2 ist
eine perspektivische Ansicht der elektrochirurgischen Sonde von 1.
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3 ist
eine schematische, dreidimensionale Ansicht eines Abschnittes der
elektrochirurgischen Sonde von 2.
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4 ist
eine vergrößerte Querschnittsansicht
der elektrochirurgischen Sonde von 3 entlang
der Linie 4-4' und
in Übereinstimmung
mit einer verwandten Konstruktion.
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5 ist
eine vergrößerte Querschnittsansicht
der elektrochirurgischen Sonde von 3 entlang
der Linie 4-4' und
in Übereinstimmung
mit einer verwandten Konstruktion.
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6 ist
eine vergrößerte Querschnittsansicht
der elektrochirurgischen Sonde von 3 entlang
der Linie 4-4' und
in Übereinstimmung
mit einer ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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7 ist
eine vergrößerte Querschnittsansicht
der elektrochirurgischen Sonde von 3 entlang
der Linie 4-4' und
in Übereinstimmung
mit einer zweiten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung.
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8 ist
eine schematische Querschnittsansicht eines Kniegelenks, das einem
elektrochirurgischen Verfahren unter Einsatz einer elektrochirurgischen
Elektrode der vorliegenden Erfindung unterzogen wird.
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9 ist
eine vergrößerte Querschnittsansicht
der elektrochirurgischen Elektrode der ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung in der Umgebung eines Zielgewebes der
Struktur von 8.
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Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsform
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Die
vorliegende Erfindung schafft eine elektrochirurgische Sonde mit
einer fortschrittlichen Isolatorkonstruktion und einer elektrochirurgischen
Elektrode, die eine sofortige Funkenzündung in einem leitfähigen Fluid
erreichen kann, unabhängig
davon, ob die elektrochirurgische Elektrode in Kontakt mit einer
Zielgewebestruktur steht oder nicht. Wie im Weiteren detaillierter
beschrieben wird, zieht die vorliegende Erfindung die Verwendung
einer einzelnen aktiven elektrochirurgischen Elektrode oder einer
Matrix aus solchen aktiven elektrochirurgischen Elektroden, die
gleichmäßig über eine
distale Oberfläche
einer elektrochirurgischen Sonde verteilt sind, in Betracht.
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Unter
Bezugnahme auf die Zeichnungen, in welchen ähnliche Elemente durch ähnliche
Bezugszahlen bezeichnet werden, zeigt 1 ein monopolares
elektrochirurgisches System 10, das eine monopolare elektrochirurgische
Sonde 20 nach der vorliegenden Erfindung einsetzt. Das
monopolare elektrochirurgische System 10 von 1 kann
zum Beispiel in der Behandlung von Körpergewebe in minimal invasiven
Verfahren innerhalb des Körpers
verwendet werden, zum Beispiel in Verfahren, welche die Einführung eines
chirurgischen Instruments durch eine perkutane Penetration oder
durch eine natürliche Öffnung in
den Patienten erfordern. Obwohl die Erfindung im Folgenden der Einfachheit
halber unter Bezugnahme auf eine monopolare Elektrode, wie etwa
die monopolare elektrochirurgische Elektrode 100 (2),
beschrieben wird, ist die Erfindung gleichermaßen auch auf Systeme anwendbar,
die bipolare elektrochirurgische Elektroden einsetzen.
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Wie
in 1 dargestellt, umfasst das monopolare elektrochirurgische
System 10 eine elektrochirurgische Sonde 20, welche
durch ein Leitungskabel 22 an die Aufnahme 34 der
elektrochirurgischen Stromversorgung 11 angeschlossen ist.
Die elektrochirurgische Sonde 20 umfasst ein Verbindergehäuse 44 an
ihrem proximalen Ende, und eine elektrochirurgische Elektrode 100 an
ihrem distalen Ende. Die Stromversorgung 11 liefert Spannung
mit sehr hoher Frequenz oder Radiofrequenz (RF) an die elektrochirurgische
Elektrode 100. Die Stromversorgung 11 ist auch
mit einer vom Bediener steuerbaren Spannungspegeleinstellung 38 versehen,
um den angelegten Spannungspegel zu steuern. Somit kann ein Chirurg
oder Operateur den an die elektrochirurgische Elektrode 100 angelegten
Spannungspegel über
die Spannungspegelsteuerung 38 manuell steuern.
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Die
Stromversorgung 11 von 1 umfasst auch
ein Fußpedal 14,
dass über
den Kabelverbinder 16 abnehmbar an die Aufnahme 18 gekoppelt
werden kann. Das Fußpedal 14 kann
dazu verwendet werden, die Stromversorgung in einen vorbestimmten
Betriebsmodus zu bringen, zum Beispiel in einen "Ablations"-Modus oder einen "Koagulations"-Modus. Im "Ablations"-Modus wird an die elektrochirurgische
Elektrode 100 durch die Spannungspegeleinstellung 38 eine
ausreichende Spannung angelegt, so dass im "Ablations"-Modus an die elektrochirurgische Elektrode 100 durch
die Spannungspegeleinstellung 38 eine ausreichende Spannung
angelegt ist, so dass Fluid in zumindest einem Abschnitt der aktiven
Elektrode verdampft wird und innerhalb der Bläschen ein Überschlag auftritt. Der erforderliche Spannungspegel
ist von den Charakteristiken der Elektrode und des an die Elektrode
gelieferten RF-Stromes abhängig.
In ähnlicher
Weise wird in dem "Koagulations"-Modus eine Spannung
an die elektrochirurgische Elektrode 100 angelegt, die
niedrig genug ist, um ein Verdampfen des elektrisch leitfähigen Fluids
zu verhindern. Das Fußpedal 14 kann auch
in Fernbedienung das an der elektrochirurgischen Elektrode 100 angelegte
Energieniveau einstellen.
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Die
elektrochirurgische Elektrode 100 aus 1 wird
in 2 in größerem Detail
dargestellt. Die elektrochirurgische Elektrode 100 umfasst
einen länglichen
distalen Schaft 90 mit einem proximalen Ende benachbart
zu dem Verbindergehäuse 44,
und ein distales Ende in Kontakt mit oder nahe einer distalen aktiven
Elektrode 80. Der längliche
distale Schaft 90 kann eine Reihe von Konfigurationen aufweisen,
um die distale aktive Elektrode 80 mechanisch zu halten
und einem behandelnden Arzt zu gestatten, die distale aktive Elektrode 80 von
einem proximalen Ende des Schaftes aus zu manipulieren. Der längliche
distale Schaft 90 als solches kann ein Rohr oder ein Stab
mit geringem Durchmesser und solchen Abmessungen sein, die es gestatten,
die distale aktive Elektrode 80 durch eine zugehörige Kanüle in einem
minimal invasiven Verfahren, wie etwa einem arthroskopischen oder
anderem endoskopischen Verfahren, oder in einen Körperhohlraum,
wie etwa den Mund oder die Bauchhöhle einzuführen.
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Der
längliche
distale Schaft 90 kann eine Länge von zumindest etwa 10 cm,
vorzugsweise von etwa 10 bis etwa 100 cm, und einen Durchmesser von
zumindest 1 mm, vorzugsweise von etwa 2 bis 10 mm, aufweisen. Der
längliche
distale Schaft 90 kann flexibel oder starr sein, oder kann
als eine Kombination eines flexiblen Schafts kombiniert mit einem im
Allgemeinen starren äußeren Rohr
für erhöhten mechanischen
und physikalischen Halt ausgebildet sein. Der längliche distale Schaft 90 kann
auch Ziehdrähte
oder Formgedächtnis-Aktoren
oder andere bekannte Mechanismen zur Erleichterung der Positionierung
der distalen aktiven Elektrode 80 in der Umgebung des Zielgewebes
umfassen. Darüber
hinaus kann der längliche
distale Schaft 90 andere leitfähige Elemente und Drähte einschließen, die
axial durch den Schaft laufen und eine Verbindung der distalen aktiven
Elektrode 80 mit einem Verbinder an dem proximalen Ende
des länglichen
distalen Schaftes 90 erlauben.
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Die
distale aktive Elektrode 80 (2) der elektrochirurgischen
Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung wird in größerem Detail
in 3–7 dargestellt.
Obwohl die Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung im Folgenden der Einfachheit halber unter
Bezugnahme auf nur eine distale aktive Elektrode 80 als
Teil der elektrochirurgischen Elektrode 100 beschrieben
wird, ist die Erfindung nicht auf diese beispielhafte Ausführungsform
beschränkt. Dementsprechend
zieht die Erfindung auch die Bildung einer Vielzahl von solchen
distalen aktiven Elektroden 80 als Teil einer elektrochirurgischen Elektrode
in Erwägung.
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Bezug
nehmend auf 3–4 und in Übereinstimmung
mit einer verwandten Konstruktion umfasst die distale aktive Elektrode 80 der
elektrochirurgischen Elektrode 100 ein dielektrisches Material 50,
einen metallischen Körperbereich 52 benachbart zu
dem dielektrischen Material 50, und eine metallische Spitze 55,
die an dem distalen Ende des metallischen Bereichs 52 angeordnet
ist. Wie in 3–4 dargestellt,
ist die metallische Spitze 55 von der Spitze des dielektrischen
Materials 50 auf einen Abstand "D" zurückgesetzt.
Der Abstand D kann etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter betragen, vorzugsweise
etwa 0,3 Millimeter, obwohl der Abstand D von dem Durchmesser der
metallischen Spitze 55 beeinflusst wird.
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Das
dielektrische Material 50 kann neben vielen anderen ein
elektrisch isolierendes Material wie etwa Epoxy, Kunststoff, silikonbasiertes
Material, Keramik, Glas oder Zusammensetzungen aus diesen erwähnten Materialen
umfassen. Das dielektrische Material 50 kann auch eine
ebenfalls aus einem elektrisch isolierenden Material gefertigte
perforierte Abschirmung (nicht dargestellt) umfassen, welche porös sein kann
und welche mit einer Öffnung
ausgebildet sein kann, die einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit,
zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung, erlaubt, die metallische
Spitze 55 und das Zielgewebe zu kontaktieren. Das dielektrische
Material 50 bedeckt und isoliert den metallischen Körperbereich 52 und
die metallische Spitze 55.
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Der
metallische Körperbereich 52 und
die metallische Spitze 55, die an dem distalen Ende des metallischen
Bereichs 52 angeordnet sind, können verschiedene Querschnittsformen
und Geometrien aufweisen, neben vielen anderen zum Beispiel zylindrische,
rechteckige, oder ellipsoide. Obwohl die distale aktive Elektrode 80 der
elektrochirurgischen Elektrode 100 in 3 mit
einem kreisförmigen Querschnitt
dargestellt ist, ist die Erfindung somit nicht auf diese Ausführungsform
beschränkt
und es können
viele weitere Varianten verwendet werden, wie dies oben beschrieben
wurde, auch in Abhängigkeit
von der Art des involvierten spezifischen elektrochirurgischen Verfahrens.
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Der
metallische Körperbereich 52 und
die an dem distalen Ende des metallischen Bereichs 52 angeordnete
metallische Spitze 55 kann aus elektrisch leitfähigen Materialien
wie etwa Metallen und Metalllegierungen gebildet sein, unter anderem
zum Beispiel aus rostfreiem Stahl und rostfreien Stahllegierungen,
Platin und Platinlegierungen, Gold und Goldlegierungen, Nickel und
Nickellegierungen, Titan und Titanlegierungen, und Molybdän und Molybdänlegierungen.
Zwischen der inneren Oberfläche
des dielektrischen Materials 50 und der Außenfläche des
metallischen Körperbereichs 52 liegt
ein ausreichender Raum, um eine thermische Ausdehnung des metallischen
Körpers
zu erlauben, ohne das dielektrische Material, insbesondere an dem
distalen Ende dieser Elemente, zu zerbrechen. Der metallische Körperbereich 52 kann
an das dielektrische Material 50 durch ein Dichtungsmaterial
(nicht dargestellt) gebondet werden, welches typischerweise eine
anorganische Dichtung ist, die sowohl gegenüber dem dielektrischen Material 50 als
auch gegenüber
dem metallischen Körperbereich 52 eine
effektive elektrische Isolierung und eine gute Haftung ermöglicht.
Das Dichtungsmaterial kann vorzugsweise einen kompatiblen thermischen
Ausdehnungskoeffizienten und einen Schmelzpunkt über der während der Verwendung in dem
Bereich erreichten Temperatur aufweisen.
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Obwohl
die Kontaktfläche 56 der
metallischen Spitze 55 in 4 als eine
ebene Oberfläche dargestellt
ist, kann die Geometrie dieser Kontaktfläche variieren, in erster Linie
in Übereinstimmung
mit dem Ort des zu behandelnden Zielgewebes. Somit kann die Kontaktfläche 56 auch,
neben vielen weiteren Möglichkeiten,
konkav, konvex, hemisphärisch oder
konisch sein. Zum Beispiel veranschaulicht 5 eine weitere
verwandte Konstruktion, gemäß welcher
die distale aktive Elektrode 180 der elektrochirurgischen
Elektrode 100 einen metallischen Körperbereich 52 benachbart
zu der metallischen Spitze 65 mit einer Kontaktfläche 57 umfasst,
welche eine konvexe Geometrie an Stelle der ebenen Geometrie aufweist,
wie sie unter Bezugnahme auf die erste Ausführungsform beschrieben wurde.
Wie in der ersten Ausführungsform
ist jedoch die metallische Spitze 65 um einen Abstand "D" von der transversalen distalen dielektrischen
Oberfläche 51 (3)
zurückgesetzt.
Wieder kann der Abstand D etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise
etwa 0,3 Millimeter, betragen.
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6 veranschaulicht
eine erste Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, nach welcher die distale aktive Elektrode 280 der
elektrochirurgischen Elektrode 100 einen metallischen Körperbereich 52 und
ein dielektrisches Material 50 benachbart zu dem metallischen
Körperbereich 52 umfasst. Wie
in 6 dargestellt, ist die metallische Spitze 75 von
der transversalen distalen dielektrischen Oberfläche 51 (3)
auf einen Abstand "D" zurückgesetzt.
Wieder kann der Abstand D etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise
etwa 0,3 Millimeter, betragen.
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Die
metallische Spitze 75 der elektrochirurgischen Elektrode 280 unterscheidet
sich jedoch von der metallischen Spitze 55 der ersten verwandten Ausführungsform,
insofern, als die metallische Spitze 75 von 6 so
geformt ist, dass Seitenwände 76 der
metallischen Spitze 75 einen Einfallswinkel "α" (6) mit benachbarten
inneren dielektrischen Wänden 78 bilden.
Auf diese Weise bilden die Seitenwände 76 der metallischen
Spitze 65 und die dielektrischen Wände 78 einen Winkel α von etwa
10 bis 80 Grad, vorzugsweise von etwa 35 bis 55 Grad.
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7 veranschaulicht
noch eine weitere Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Die metallische Spitze 85 der
distalen aktiven Elektrode 380 (7) der elektrochirurgischen
Elektrode 100 ist um einen Abstand "D" von
der transversalen distalen dielektrischen Oberfläche 51 (3)
des dielektrischen Materials 50 zurückgesetzt. Wie in den vorhergehenden
Ausführungsformen
kann der Abstand D etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise
etwa 0,3 Millimeter betragen. Die metallische Spitze 85 von 7 ist
so geformt, dass Seitenwände 86 der metallischen
Spitze 85 einen Einfallswinkel "β" (7)
mit benachbarten inneren dielektrischen Wänden 88 bilden. Auf
diese Weise bilden die Seitenwände 86 der
metallischen Spitze 85 und die dielektrischen Wände 88 einen
Winkel β von
etwa 10 bis 80 Grad, vorzugsweise von etwa 35 bis 55 Grad. Wie ebenfalls
in 7 dargestellt, ist die Kontaktfläche 59 der
metallischen Spitze 85 in eine Vielzahl von Protuberanzen
oder "Zähnen" 89 geformt,
die verschiedene geometrische Formen aufweisen und in einem Abstand "w" (7) von etwa
0,1 bis etwa 2 Millimeter, vorzugsweise 0,25 Millimeter, zueinander
beabstandet sind. Zum Beispiel sind in 7 die Protuberanzen 89 mit
einer rechteckigen Form mit Dimensionen von etwa 0,25 bis 1 Millimeter
dargestellt; es sind jedoch auch andere Geometrien möglich, zum
Beispiel, neben anderen, eine trapezoide Gestalt.
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Die
elektrochirurgische Elektrode der vorliegenden Erfindung, die oben
unter Bezugnahme auf 1–7 beschrieben
wurde, kann in verschiedenen elektrochirurgischen Verfahren eingesetzt werden,
für welche
die gesamte Zeit, in der die Elektrode mit der Gewebestruktur in
Kontakt stehen muss, wesentlich verringert ist. Somit kann die elektrochirurgische
Elektrode 100 (1–7) der vorliegenden
Erfindung, die zur sofortigen Funkenzündung in der Lage ist, in einer
Reihe von chirurgischen medizinischen Verfahren in der Gegenwart
eines elektrisch leitfähigen
Fluids eingesetzt werden, um ein bestimmtes Zielgewebe zu entfernen
und/oder zu modifizieren. Dementsprechend kann die elektrochirurgische
Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung in einer herkömmlichen
offenen chirurgischen Umgebung oder in anderen, weniger invasiven
Techniken verwendet werden, die Kanülen oder verschiedene Port-Access-Einrichtungen
verwenden, wenn leitfähiges
Fluid vorhanden ist. Die vorliegende Erfindung findet auch Anwendungen
in chirurgischen Verfahren, in denen das Zielgewebe mit einem elektrisch leitfähigen Fluid überspült oder
in dieses eingetaucht ist, wie etwa in vielen arthroskopischen Verfahren
zur Ablation, Koagulation, Formung oder zum Schneiden verschiedener
Körperteile,
wie etwa das Knie, die Schulter, die Hüfte, der Knöchel, der Ellbogen, die Hand
oder der Fuß.
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Die
vorliegende Erfindung hat die gleiche Anwendbarkeit auf chirurgische
Verfahren, in denen das Zielgewebe mit einem natürlichen leitfähigen Fluid des
menschlichen Körpers,
wie zum Beispiel etwa Blut oder Lymphplasma, die als elektrisch
leitfähige Fluide
dienen, überspült wird.
Dessen ungeachtet wird ein in den Körper des Patienten eingeleitetes, elektrisch
leitfähiges
Fluid dem Blut bevorzugt, da Blut dazu neigt, bei bestimmten Temperaturen
zu koagulieren. Darüber
hinaus kann dem Blut oder Plasma des Patienten die notwendige Leitfähigkeit
fehlen, um das bestimmte gewünschte
elektrochirurgische Verfahren auszuführen.
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Chirurgische
Verfahren, die die elektrochirurgische Elektrode 100 der
Erfindung verwenden, umfassen das Einführen der Elektrodenanordnung
in unmittelbarer Nähe
zu der Operationsstelle durch einen künstlichen Kanal oder eine Kanüle, oder
durch einen natürlichen
Kanal, der sich in einem anatomischen Körperhohlraum oder -raum befinden
oder chirurgisch geschaffen worden sein kann. Für die Zwecke der vorliegenden
Erfindung sind die Begriffe "unmittelbare
Nähe" und "Nähe" definiert als "in Kontakt mit" oder "in einem Abstand von etwa 0,1 bis etwa
10 Millimeter".
Der Hohlraum oder Raum kann während des
Verfahrens unter Verwendung eines Fluids aufgebläht werden oder auf natürliche Weise
durch anatomische Strukturen offen gehalten werden. Darüber hinaus
kann die Operationsstelle in einem kontinuierlichen Strom eines
leitfähigen
Fluids, wie etwa Salzlösung,
gebadet werden, um den Hohlraum zu füllen und aufzublähen. Die
Verfahren können
die gleichzeitige Beobachtung der Stelle über ein Endoskop oder unter
Verwendung eines indirekten Visualisierungsmittels einschließen.
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Um
ein beispielhaftes chirurgisches Verfahren mit der elektrochirurgischen
Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung besser darzustellen,
wird nun auf die 8 Bezug genommen, welche eine
schematische Querschnittsansicht eines Kniegelenksbereichs 95 zeigt.
Der Kniegelenksbereich 95 von 8 kann einem
arthroskopischen Verfahren unterzogen werden, zum Beispiel mit der
elektrochirurgischen Sonde 20 wobei die elektrochirurgische
Elektrode 100 und die distale aktive Elektrode 280 (6)
gemäß der dritten
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung hergestellt sind. Wie nach dem Stand
der Technik bekannt, kann ein Endoskop (nicht dargestellt) an einem
Ende mit der distalen aktiven Elektrode 280 versehen werden,
und dann in den Kniehohlraum 92 (8) eingeführt werden,
der das elektrisch leitfähige
Fluid 91 (8) enthält und sich in unmittelbarer
Nähe zu
dem Zielgewebes 99 (8) befindet.
Wenn das Zielgewebe 99 des Kniegelenksbereichs 95 zum
Beispiel ein beschädigter Meniskus
ist, kann das Zielgewebe 99 einer partiellen oder kompletten
elektrochirurgischen Meniskektomie unter Verwendung der aktiven
Elektrode 280 unterzogen werden. Alternativ kann das Endoskop
getrennt von der elektrochirurgischen Elektrode 280 über separate
Zugangsmittel in einer chirurgischen Technik, die gemeinhin als
Triangulation bekannt ist, eingeführt werden. In jedem Fall kann
der Kniehohlraum 92 während
des arthroskopischen Verfahrens unter Verwendung von elektrisch
leitfähigem
Fluid 91 aufgebläht
werden, so dass das Zielgewebe 99 in einem kontinuierlichen
Strom von leitfähigem
Fluid 91, welches vorzugsweise eine Salzlösung sein
kann, gebadet wird.
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Sobald
die distale aktive Elektrode 280 in der Nähe des Zielgewebes 99 angeordnet
und das Zielgewebe 99 in das elektrisch leitfähige Fluid 91 eingetaucht
ist, wird die elektrochirurgische Sonde 20 durch die elektrochirurgische
Stromversorgung 11 (1) Strom
führend
gemacht. Die Stromversorgung liefert Radiofrequenzenergie, typischerweise
im Bereich von 100 kHz bis 3 MHz, über das Kabelsystem 22 (1 und 8)
an die elektrochirurgische Elektrode 100 und weiter an
die distale aktive Elektrode 280.
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Für ein besseres
Verständnis
der elektrischen bzw. Leitungserscheinungen, die auftreten, wenn
die distale aktive Elektrode 280 durch die Stromversorgung 11 Strom
führend
gemacht wird, wird auf 9 Bezug genommen, welche eine
vergrößerte Querschnittsansicht
der distalen aktiven Elektrode 280 in der Nähe des Zielgewebes 99 des Kniegelenksbereichs 95 ist.
Die hohe Radiofrequenzenergie wird in das elektrisch leitfähige Fluid 91 dissipiert
und zu dem Zielgewebe 99 geleitet, wobei elektrische Flusslinien 93 hoher
Dichte, die in 9 veranschaulicht sind, gebildet
werden. Als ein Ergebnis der Dissipation der hohen Radiofrequenzenergie in
das elektrisch leitfähige
Fluid 91 wird das leitfähige Fluid 91 von
einer Ausgangstemperatur Ti (typischerweise
die Körpertemperatur)
auf eine Endtemperatur Tf in dem Bereich
von etwa 39 bis etwa 50 °C
erhitzt.
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Als
Ergebnis davon, dass die metallische Spitze 75 auf den
Abstand D von der distalen transversalen dielektrischen Oberfläche 51 zurückgesetzt ist,
wird eine erste Zone hoher Stromdichte oder erste Tasche 96a (9)
in dem Bereich, der durch die Kontaktfläche 58 der metallischen
Spitze 75 und die hervorstehenden Abschnitte der dielektrischen Schicht 50 abgegrenzt
wird, gebildet. In ähnlicher Weise
werden als Ergebnis davon, dass die Seitenwände 76 (6)
der metallischen Spitze 75 einen Winkel α (6)
mit benachbarten dielektrischen Wänden 78 bilden, zweite
Zonen mit hoher Stromdichte oder zweite Taschen 96b (9)
in den Bereichen, die durch die Seitenwände 76 der metallischen Spitze 75 und
die benachbarten dielektrischen Wände 78 abgegrenzt
werden, gebildet.
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Diese
Zonen 96a, 96b hoher Stromdichte schaffen Fallen
für das
leitfähige
Fluid 91, welches auf die Endtemperatur Tf erhitzt
wird. Dampfbläschen 97 (9),
welche als ein Ergebnis des Erhitzens des leitfähigen Fluids 91 nahe
dem dielektrischen Material 50 sowie nahe der Kontaktfläche 58 der
metallischen Spitze 75 gebildet werden, werden ebenfalls
in den Zonen 96a, 96b hoher Stromdichte eingefangen
und bilden schließlich
Funken 98 (9). Bläschen 97, die erzeugt
und in diesen Zonen hoher Stromdichte oder Taschen 96a, 96b eingefangen werden,
wirken des Weiteren störend
auf die Flusslinien hoher Dichte 93 und unterbrechen daher
den normalen Fluss der Flusslinien 93 (in 9 als
Pfeil A dargestellt). Wenn die Dampfbläschen 97 eine kritische
Größe erreichen,
ist der elektrische Widerstand gegen den Stromfluss durch die Bläschen 97 geringer
als durch das leitfähige
Fluid 91, und innerhalb der Bläschen 97 kommt es
zur Funkenbildung. Auf diese Weise erfolgt der Überschlag innerhalb der Bläschen 97 in
den Zonen 96a, 96b praktisch sofort, sogar wenn
die distale aktive Elektrode 280 nicht in physischem Kontakt
mit dem Zielgewebe 99 steht, und wird unabhängig von
der Position der elektrochirurgischen Elektrode relativ zu dem zu
behandelnden Zielgewebe 99 erzeugt.
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Die
elektrochirurgische Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung
kann daher für
eine wirksame Funkenerzeugung verwendet werden, unabhängig von
der Position einer elektrochirurgischen Elektrode relativ zu einem
Zielgewebe, und sogar dann, wenn die Elektrode nicht mit dem Zielgewebe
in Kontakt steht. Funken 98, die durch die Bläschen 97 in den
Zonen hoher Dichte oder Taschen 96a, 96b gebildet
werden, wenn die elektrochirurgische Sonde 20 in ein leitfähiges Fluid 91 eingetaucht
ist und sich von dem Zielgewebe 99 entfernt befindet, führen nicht
zu zusätzlichem
unerwünschten
Erhitzen des Gewebes in dem Kniegelenksbereich 95 (8),
da die Stromdichte hauptsächlich
in den Zonen hoher Dichte oder den Taschen 96a, 96b der
vorliegenden Erfindung verteilt ist. Darüber hinaus ist die für eine Operation
erforderliche Energie niedriger im Vergleich zu herkömmlichen
Sonden, und der Gesamtstrom nimmt ab, während Funken erzeugt werden, wodurch
das Risiko von Verbrennungen am Patienten verringert wird. Dementsprechend
beseitigt die vorliegende Erfindung die Zündungsprobleme herkömmlicher
elektrochirurgischer Sonden, macht den Betrieb solcher elektrochirurgischer
Sonden besser steuerbar und verringert die Gesamtzeit, über welche die
elektrochirurgische Sonde mit einer bestimmten Gewebestruktur in
Kontakt stehen muss.
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Obwohl
die vorliegende Erfindung unter Bezugnahme auf arthroskopische Chirurgie
einer Kniegelenksstruktur beschrieben wurde, ist die Erfindung nicht
auf die obigen Ausführungsformen
beschränkt. Dementsprechend
kann die elektrochirurgische Elektrode 100 (1–7)
der Erfindung für
eine Reihe von arthroskopischen Verfahren, zum Beispiel in der Dissektion,
Resektion, Vaporisation, Trocknung und Koagulation von Gewebestrukturen
in verschiedenen endoskopischen und perkutanen Verfahren eingesetzt
werden, die an Gelenken des Körpers
durchgeführt
werden, einschließlich,
aber nicht beschränkt auf
spinale und nicht synoviale Gelenkstechniken. Arthroskopische Verfahren,
die von der vorliegenden Erfindung umfasst werden, können des
Weiteren einschließen:
Entlastung des seitlichen Haltebands des Kniegelenks; Entfernung
der vorderen und hinteren Kreuzbänder;
Resektion einer Labrumläsion;
Akromioplastie, Bursektomie und subakromiale Dekompression des Schultergelenks;
vordere Entlastung des Temporomandibulargelenks; Synovektomie, Knorpeldebridement,
Chondroplastik, Spaltung intra-artikulärer Adhäsionen, Bruch und Sehnendebridement, wie
sie bei einem beliebigen der synovialen Gelenke des Körpers angewandt
werden; Einleiten einer thermischen Schrumpfung von Gelenkskapseln
als eine Behandlung wiederkehrender Dislokation, Subluxation oder
RSI-Syndrom an allen Gelenksverbindungen des Körpers; Diskektomie entweder
in der Behandlung von Bandscheibenvorfall oder als Teil einer Wirbelfusion über einen
vorderen oder hinteren Zugang zur Hals-, Brust- oder Lendenwirbelsäule oder
jede andere Syndesmose für ähnliche
Zwecke; Exzision von erkranktem Gewebe und Hämostase, unter anderem.
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Die
elektrochirurgische Elektrode 100 (1–7)
der vorliegenden Erfindung kann auch in hysteroskopischen chirurgischen
Verfahren oder urologischen endoskopischen (Urethroskopie, Zystoskopie,
Ureteroskopie und Nephroskopie) und perkutanen Interventionen verwendet
werden. Hysteroskopische Verfahren können einschleißen: Entfernung von
submukosalen Fibromen, Polypen oder bösartigen Neoplasmen; Resektion
von kongenitalen uterinen Anomalien wie etwa ein Septum oder Subseptum;
Spaltung von Synechien (Adhäsiolyse);
Ablation von erkranktem oder hypertrophischem Endometrialgewebe;
und Hämostase.
Diese urologischen Verfahren können
einschließen:
Elektrovaporisation der Prostatadrüse (EVAP) und andere ähnliche
Verfahren, die üblicherweise
als transurethrale Resektion der Prostata (TURP) bezeichnet werden,
einschließlich,
aber nicht beschränkt
auf interstitiale Ablation der Prostatadrüse auf perkutanem oder perurethralem
Weg bei gutartigen und bösartigen
Erkrankungen; transurethale oder perkutane Resektion von Tumoren
der Harnwege; Spaltung von Strikturen, die an Pelviureterojunktur
(PUJ), Ureter, Ureterostium, Blasenhals oder Urethra auftreten können; Korrektur
einer Ureterozele (unter anderem).
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Die
oben gegebene Beschreibung und die Zeichnungen stellen bevorzugte
Ausführungsformen dar,
welche die Ziele, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung
erreichen. Die vorliegende Erfindung soll nicht auf die gezeigten
Ausführungsformen eingeschränkt werden.
Jegliche Abwandlung der vorliegenden Erfindung, die in den Schutzbereich
und Geist der folgenden Ansprüche
fällt,
ist als Teil der vorliegenden Erfindung zu betrachten.