DE69209146T2

DE69209146T2 - Hämostatisches, bipolares, elektrochirurgisches Schneidgerät

Info

Publication number: DE69209146T2
Application number: DE69209146T
Authority: DE
Inventors: Philip E. Dublin Ohio 43017 Eggers
Original assignee: Hemostatic Surgery Corp
Current assignee: Hemostatic Surgery Corp
Priority date: 1991-06-07
Filing date: 1992-06-05
Publication date: 1996-08-01
Anticipated expiration: 2012-06-06
Also published as: AU672751B2; JPH06511400A; JP3090949B2; DE69210683T2; DE69221942D1; AU656405B2; JP3053218B2; EP0517244B1; AU2199992A; CA2110921C; KR100235151B1; US5769849A; IE74395B1; US5766170A; EP0518230B1; IE80440B1; JP3415147B2; CH688750A5; US5810808A; CA2110922C

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf verbesserte hämostatische elektrochirurgische Instrumente und im speziellen auf verbesserte bipolare elektrochirurgische Instrumente zur Durchtrennung und verursachung von Hämostase von Gewebe.
Die Kontrolle der Blutung während der Operation beansprucht einen Hauptteil der Zeit, die für eine Operation gebraucht wird. Im speziellen können Blutungen, welche auftreten wenn das Gewebe aufgeschnitten oder durchtrennt wird, das Sehvermögen des Chirurgen trüben, die Operation verlängern und nachteilig die Präzision des Schneidens beeinflussen. Blutverlust aufgrund von chirurgischem Schneiden kann eine Blutinfusion erfordern, wobei das Risiko der Schädigung des Patienten erhöht wird.
Hämostatische chirurgische Techniken sind bekannt zur Reduktion des Blutens von aufgeschnittenem Gewebe, vor, während und nach dem Einschnitt. Eine dieser Techniken verwendet ein Heizelement, um Wärme zum durchtrennten Gewebe zu führen, um thermisch Kollagen zu verbessern. Wärme, die vom Instrument zum Gewebe übertragen wird, erzeugt einen dünnen kollagenen Film, welcher die abgetrennten Blutgefässe und Kapillarien abdichtet und damit Blutungen verhindert. Lokalisierte Anwendungen der Wärme reduzieren Gewebenekrosen oder Schäden, welche die Heilung verzögern könnten.
Elektrochirurgische Techniken, bei welchen ein hochfrequenter oder Radiofreguenz-Strom durch das Gewebe des Patienten zwischen zwei Elektroden fliesst, zum Schneiden und Verursachen von Hämostase des Gewebes, sind ebenfalls bekannt. Der Strom, welcher durch das Gewebe fliesstf erzeugt Joule'sche (Ohm'sche) Erwärmung des Gewebes als Funktion der Stromdichte und des Widerstandes des Gewebes, durch welches der Strom fliesst. Eine solche Erwärmung denaturiert die Gewebeproteine, um ein Koagulum zu bilden, welches die blutenden Stellen versiegelt.
Monopolare elektrochirurgische Vorrichtungen verwenden eine kleine Elektrode am Ende eines Handgriffes in des Chirurgen Hand und eine breite Elektrodenplatte unterhalb und in Kontakt mit dem Patienten. Nur eine der beiden Elektroden, welche notwendig sind um den elektrischen Stromkreis zu vervollständigen, wird durch den Chirurgen gehandhabt und auf oder nahe dem Gewebe, welches operiert werden soll, angeordnet. Die andere Elektrode ist die breite Platte unterhalb des Patienten. Durch die Stromversorgung für Elektrochirurgie werden hochfrequente Spannungsspitzen von tausenden von Volt zwischen diesen beiden Elektroden angelegt, die genügen, um eine elektrische Bogenbildung von der kleinen Operationselektrode, welche der Chirurg hält, zum nächsten Gewebe, dann durch den Patienten zu der breiten Elektrodenplatte unterhalb des Patienten zu erzeugen. Im Patienten wird der elektrische Strom zu Wärme konvertiert; am wärmsten in den Geweben unmittelbar unterhalb der kleinen handgehaltenen Elektrode, wo die Strome ausserst konzentriert sind.
Ein Hauptnachteil der monopolaren elektrischen Verschorfung ist derjenige, dass der Strom komplett durch den Patienten fliesst. Diese von Hochspannung herrührenden elektrischen Ströme können von der kleinen Elektrode zu nahen, nicht als Ziel dienenden vitalen Strukturen einen Bogen bilden oder erratischen Wegen folgen, wenn sie durch den Körper des Patienten fliessen, wobei Schäden am Gewebe nahe und in einiger Distanz von der Elektrode erzeugt werden.
Ein anderer Nachteil von monopolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist der übermässige Gewebeschaden, der durch den Hochspannungsbogen verursacht wird, inklusive Verkohlung des Gewebes, welche die Wundheilung gefährdet. Ausserdem erzeugen monopolare Vorrichtungen typischerweise Rauch, welcher das Sehvermögen beeinträchtigt und welcher von der Operationsstelle abgesaugt werden muss.
In bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen sind zwei Elektroden nahe mit Abstand voneinander angeordnet und besitzen die gleiche Oberfläche in Kontakt mit dem Gewebe. Der Stromfluss ist deshalb lokal begrenzt auf das Gewebe, welches zwischen den Elektroden angeordnet ist und diese verbindet.
Eine Schwierigkeit bei den elektrochirurgischen Vorrichtungen gemäss dem Stand der Technik ist diejenige der Steuerung des Stromflusses durch das Gewebe des Patienten, um Hämostase in lokalisierten Gebieten zu erhalten, ohne auch das benachbarte Gewebe aufzuheizen und dort unerwünschte Traumen zu verursachen. Obschon die Einführung von bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen geholfen hat, den Stromfluss zu lokalisieren, bestehen bei vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen Schwierigkeiten, um den Stromfluss selektiv anzuwenden.
Beispielsweise werden in der US-A-3 651 811 und SU-A-575103 bipolare elektrochirurgische Scheren beschrieben, welche gegenüberliegende Schneidklingen aufweisen, welche aktive Elektroden bilden. Diese Vorrich tungen befähigen einen Chirurgen, aufeinanderfolgend die Blutgefässe, welche im Gewebe enthalten sind, zu koagulieren und dann mechanisch das Gewebe mit den Scherenklingen durchzutrennen. Diese Vorrichtungen erfordern jedoch vom Chirurgen, den den Elektroden zugeführten Strom während getrennten Schritten zur Erzielung von Hämostase und danach Schneiden des Gewebes zyklisch zu wiederholen. Im speziellen erfordern diese vorbekannten Vorrichtungen, dass der Chirurg zuerst die Elektroden speist und dann das Gewebe ergreift, um Hämostase zu erzeugen. Wenn die im Gewebe enthaltenen Blutgefässe einmal koaguliert sind, werden die Elektroden von der Stromquelle getrennt, so dass die Scherenklingen komplett geschlossen werden können, um das Gewebe mechanisch zu durchtrennen. Die Scheren werden dann für einen anderen Schnitt in Position gebracht und die Stromzuführung zu den Scheren erneut zyklisch ein- und ausgeschaltet, um das Gewebe zum Gerinnen zu bringen. Keine dieser Vorrichtungen erlauben dem Chirurgen, die Elektroden in einem kontinuierlich in einen Strom führenden Zustand zu halten, da die Stromversorgung kurzgeschlossen oder beschädigt würde, wenn die Klingen in Kontakt miteinander gehalten würden, währenddem Strom zugeführt wird. Demnach ist es ein Hauptnachteil der vorbekannten hämostatischen bipolaren elektrochirurgischen Schneidvorrichtungen, dass das Problem, die selektive Zuführung eines Stromes um Hämostase an einer Stelle im Gewebe zu erhalten, während gleichzeitig schon hämostatisch erwärmtes Gewebe getrennt wird, weder erkannt noch gelöst wurde. Es wäre deshalb wünschenswert, ein bipolares elektrochirurgisches Instrument zu schaffen, welches automatisch und kontinuierlich die Stromzuführstelle einstellt, so dass sie dem Schneidpunkt vorangeht, ohne die Elektroden kurzzuschliessen und den Strom zu unterbrechen, welcher Hämo stase des Gewebes erzeugt.
Ein anderer Nachteil der vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist die Tendenz zur Anhäufung von Koagulum an den Elektrodenoberflächen. Dies kann die Schneidfähigkeit der Vorrichtung behindern und das Kleben des Gewebes an der Vorrichtung bewirken, und die Fähigkeit des Chirurgen beeinträchtigen, die Vorrichtung an der Operationsstelle zu handhaben.
Ein anderer Nachteil ist die Tendenz bei vorbekannten bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen, dass ein gewisser Stromverlust in der Nähe der Elektroden auftritt, was zur Anhäufung von Koagulum auf den nicht aktiven Oberflächen des elektrochirurgischen Instrumentes führen kann.
Es ist deshalb wünschenswert, ein elektrochirurgisches Instrument zu schaffen, bei welchem die Anhäufung von Koagulum an der Oberfläche des Instrumentes reduziert wird, wobei die Manovrierbarkeit des Instrumentes bei der Operationsstelle verbessert und Trauma beim benachbarten Gewebe reduziert werden soll.
Bis jetzt konnte mit keinem bipolaren elektrochirurgischen Instrument zum Schneiden zur Erzeugung von Hämostase von ebenen Gewebegebieten die vorerwähnten Probleme gelöst werden. Es besteht deshalb ein fortgesetzter Bedarffür verbesserte hämostatische elektrochirurgische scherenähnliche Vorrichtungen zur gleichzeitigen Erzeugung von Hämostase im Gewebe und dem Trennen dieses Gewebes.
In Anbetracht des vorher Erwähnten ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein bipolares elektrochirurgisches scherenähnliches Schneidinstrument zu schaffen, welches gleichzeitig Hämostase des Gewebes verursacht und mechanisch das Gewebe in einer kontinuierlichen Art und Weise bei einem Schneidpunkt durchtrennt, welcher entlang den Schneidkanten der Scherglieder fortschreitet.
Es ist eine andere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein elektrochirurgisches scherenähnliches Schneidinstrument zu schaffen, welches für den Chirurgen die Notwendigkeit eliminiert, die Elektroden der Scherglieder während der Schritte der Erzeugung von Hämostase im Gewebe und dem mechanischen Durchtrennen des Gewebes unter Strom und ausser Strom zu setzen. Das Instrument, welches gemäss den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde, reduziert die Wahrscheinlichkeit, dass die Elektroden während dem Schneiden kurzgeschlossen werden, was ermöglicht, dass das Instrument zum kontinuierlichen hämostatischen Schneiden von Gewebe verwendet werden kann. Als Resultat wird ein Instrument erhalten, welches einen glatteren und praziseren chirurgischen Schnitt als vorbekannte Vorrichtungen ermöglicht, was die Hämostase und das Schneiden von einzelnen Gewebeabschnitten in einer intermittierenden, nicht kontinuierlichen Art und Weise ermöglicht.
Es ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, verbesserte hämostatische elektrochirurgische Scheren zu schaffen, welche die Anhäufung von Koagulum und das Klebenbleiben des Gewebes an den Arbeits- und Nichtarbeitsflächen des Instrumentes reduzieren.
Diese Aufgaben wurden mit den Merkmalen der Patentansprüche gelöst.
Die beispielhaften Verfahren zur hämostatischen Durchtrennung von Gewebe mit einem elektrochirurgischen Instrument reduzieren die Zahl der Schritte, welche vom Chirurgen benötigt werden, um das elektrochirurgische Instrument in einer kontinuierlichen Art und Weise zu benutzen. Die beschriebenen Verfahren verwenden elektrochirurgische Instrumente, welche die Anhäufung von Koagulum und das Kleben des Gewebes an den Oberflächen des Instrumentes reduzieren.
Diese und andere Aufgaben werden in Uebereinstimmung mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung erfüllt durch ein bipolares elektrochirurgisches scherenähnliches Instrument, bei welchem jedes Scherglied eine Elektrode zur Verursachung von Hämostase des Gewebes und eine Scheroberfläche zur mechanischen Durchtrennung des Gewebes umfasst. Eine Schicht von isolierendem Material ist auf mindestens einer Scherfläche der Scheren angeordnet, so dass die elektrisch aktiven Teile der Scherglieder an keiner Stelle während dem Betrieb des Instrumentes miteinander in Kontakt kommen. Folglich fliesst Strom durch das Gewebe zwischen den Schergliedern, aber Kurzschlüsse, welche die Hämostase beenden würden, treten nicht auf. Mit dieser Anordnung erfolgen die Hämostase und das Schneiden in einer kontinuierlichen Art und Weise entlang dem Gewebe, welches zwischen den Scherenklingen angeordnet ist.
Im besonderen umfasst ein elektrochirurgisches Instrument, welches entsprechend der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde, ein scherenähnliches Instrument mit ersten und zweiten Schergliedern. Jedes Scherglied umfasst einen klingenähnlichen Teil oder Scherglied mit einer Scheroberfläche, eine Schneidkante und eine äussere Oberfläche. Die ersten und zweiten Scherglieder sind durch Verbindungsmittel verbunden, so dass die entsprechenden Scheroberflächen sich durch einen Bewegungsbereich in einem herkömmlichen scherenähnlichen Schneidvorgang bewegen. Dieser Schneidvorgang definiert einen Schneidpunkt, welcher sich entlang den Schneidrändern der entsprechenden Scherglieder durch den Bewegungsbereich, wie bekannt ist, bewegt. Das Instrument der vorliegenden Erfindung umfasst weiter eine Elektrode an jedem Scherglied, welche mit einer Stromversorgung verbunden ist, welche einen hochfrequenten Strom liefert. Elektrisch isolierendes Material ist zwischen den Elektroden angeordnet, so dass die Elektroden auf den entsprechenden Schergliedern im Bewegungsbereich nicht miteinander in Kontakt geraten. Das isolierende Material ist so angeordnet, dass der Strom zwischen den Elektroden der entsprechenden Scherglieder fern vom Schneidpunkt aber nicht zwischen den Scheroberflächen durchtritt.
In einer ersten Familie von Ausführungsbeispielen gemäss der vorliegenden Erfindung sind die ersten und zweiten Scherglieder aus einem elektrisch leitenden Material gefertigt, so dass sie erste und zweite Elektroden umfassen. Eine erste Schicht von elektrisch isolierendem Material ist auf mindestens einer der Scheroberflächen angeordnet und bildet dabei die Schneidkante und Scheroberfläche des Schergliedes. Bei diesen Ausführungen umfasst das Verbindungsmittel ein elektrisch isolierendes Material, so dass die Scherglieder beim Verbindungsmittel elektrisch isoliert sind. Die erste Schicht des isolierenden Materials, ob auf einer oder beiden Scheroberflächen angeordnet, weist eine totale Dicke in der Grössenordnung von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inches) und vorzugsweise im Bereich von 0,076 bis 0,178 mm (0,003 bis 0,007 Inches) auf.
Um weiter die Vorteile der vorliegenden Erfindung zu erzielen, können die individuellen Instrumente der ersten Familie der Ausführungsformen ein oder mehr des folgenden enthalten: eine Schicht von Material mit einer hohen elektrischen und thermischen Leitfähigkeit auf ei ner oder beiden der externen Oberflächen der Scherglieder; eine zweite Schicht von isolierendem Material, welches zwischen den äusseren Oberflächen der Scherglieder angeordnet ist, ausgenommen für Gebiete in der Nähe der Schneidkanten; und eine Schicht von nichthaftendem Material, welches zwischen den äussersten, das Gewebe berührenden Teilen des Instrumentes angeordnet ist. Diese Schichten reduzieren die Anhäufung von Koagulum auf den Nichtarbeitsoberflächen der Scheren&sub1; wobei das Kleben und Trauma zum angrenzenden Gewebe reduziert wird. Sie verbessern auch die Manövrierbarkeit des Instrumentes und vergrössern das Gesichtsfeld des Chirurgen, was ein präziseres chirurgisches Schneiden ermöglicht.
Eine selbstschärfende Eigenschaft kann erzielt werden durch Verwendung einer ersten Schicht mit einer ersten Härte auf einer der Scheroberflächen und einer zweiten Schicht mit einer zweiten verschiedenen Härte auf der anderen Scheroberfläche. Vorteilhafterweise werden durch die Verwendung eines hrteren Materials als eine der Scheroberflächen ausgezeichnet zusammenpassende Schneidkanten nach wenigen Operationszyklen erhalten, wobei die Schneidkanten während wiederholtem Gebrauch scharf bleiben.
Bei der zweiten Familie der Ausführungsbeispiele gemäss der vorliegenden Erfindung sind die ersten und zweiten Scherglieder aus nicht elektrisch leitendem Material gefertigt, wobei die Elektroden eine Schicht aus elektrisch leitendem Material umfassen, welches auf der Aussenoberfläche jedes Schergliedes angeordnet ist. In dieser Anordnung besteht das elektrisch isolierende Material aus den Schergliedern. Die elektrisch leitenden Schichten der entsprechenden Scherglieder sind beim Schneidpunkt mit Abstand voneinander angeordhet in einer Distanz im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inches), vorzugsweise 0,076 bis 0,178 mm (0,003 bis 0,007 Inches), während der Schneidpunkt sich durch den Bewegungsbereich bewegt. Die Schicht von elektrisch leitendem Material auf jedem Scherglied kann eine innere Schicht eines Materials mit hoher elektrischer thermischer Leitfähigkeit und eine äussere Schicht aus einem oxidationsbeständigen Material mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit umfassen, wobei die äussere Schicht in elektrischen Kontakt über der inneren Schicht liegt.
Individuelle Variationen bei Instrumenten innerhalb der zweiten Familie von Ausführungsbeispielen können eine nichthaftende Schicht umfassen, welche die elektrisch leitende Schicht bedeckt und eine Schicht von elektrisch isolierendem Material, welche die gesamte elektrisch leitende Schicht ausser einem Gebiet jedes Schergliedes in der Nähe der Schneidkante bedeckt.
Ferner werden beispielhafte Verfahren angegeben zur Verwendung bipolarer elektrochirurgischer Instrumente, um gleichzeitig Hämostase im Gewebe zu erzeugen, währenddem das Gewebe kontinuierlich mechanisch durchtrennt wird und ohne signifikante Anhäufung von Koagulum oder Kleben. Diese Verfahren umfassen die Schritte von:
a) Bereitstellen von ersten und zweiten Schergliedem, wobei jedes Scherglied eine Scheroberfläche, eine Schneidkante und eine Elektrode aufweist, die Scherglieder zusammen verbunden sind, so dass sich die Scheroberflächen entgegengesetzt durch einen Bewegungsbereich in einem scherenähnlichen Vorgang bewegen, welcher einen Schneidpunkt definiert, der sich entlang den Schneidkanten durch den Bewegungsbereich bewegt;
b) Verbinden der Elektroden mit einer Stromversorgung;
c) Auswählen und Aufrechterhalten einer Ausgangsgrösse mit im wesentlichen konstantem Spannungspegel über der Stromversorgung, wobei der Spannungspegel der Ausgangsgrösse unabhängig von der Impedanz der mit der Stromversorgung verbundenen Last ist;
d) Bereitstellung eines elektrisch isolierenden Materials zwischen der ersten und zweiten Elektrode, so dass die Elektroden im Bewegungsbereich nicht in Kontakt miteinander kommen;
e) Bringen der Elektroden in elektrischen Kontakt mit zu schneidendem Gewebe, so dass ein hochfrequenter Strom zwischen den Elektroden und durch das Gewebe distal vom Schneidpunkt aber nicht zwischen den Scheroberflächen durchfliesst; und
f) Bewegen der ersten und zweiten Scherglieder durch den Bewegungsbereich, wobei ein Strom durch das Gewebe in einem Gebiet, entfernt vom Schneidpunkt bei gleichzeitiger Hämostase des Gewebes erzeugt wird und das Gewebe beim Schneidpunkt geschnitten wird.
Die beschriebenen Verfahren umfassen das Auswählen passender Spannungs- und Strombereiche zur Verwendung der vorliegenden Erfindung. Die Verfahren umfassen weiter die Verwendung von Wechselspannungswellenformen, welche einen Spitzenfaktor -- Verhältnis der Spitzenspannung zur quadratischen Mittelspannung (RMS) -- nahe bei 1 (UNITY) aufweisen.
Die obenerwähnten und andere Aufgabe und Vorteile der Erfindung werden unter Berücksichtigung der folgenden detaillierten Beschreibung im Zusammenhang mit der beiliegenden Zeichnung ersichtlich, in welcher gleiche Bezugszeichen sich auf gleiche Teile beziehen. Es zeigen:
Fig. 1 einen perspektivischen Aufriss einer Schere, welche in Uebereinstimmung mit einem typischen Ausführungsbeispiel einer Familie der vorliegenden Erfindung konstruiert wurde,
Fig. 2 eine Seitenansicht der Schere gemäss Fig. 1, welche das Gewebe zwischen den Schergliedern zeigt,
Fig. 3 eine Querschnittsansicht gemäss Linie 3 - 3 der Fig. 2,
Fig. 4 - 8 Querschnittsansichten ähnlich derjenigen gemäss Fig. 2 für verschiedene alternative Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung.
In bezug auf die Fig. 1 bis 3 wird eine bipolare elektrochirurgische Schere 10 für das gleichzeitige Erzeugen von Hämostase im Gewebe und das Schneiden des Gewebes 100 des Patienten beschrieben. Die Schere 10 umfasst eine erste Scherenhälfte 20 und eine zweite Scherenhälfte 30, welche drehbar durch ein Befestigungselement 40 verbunden sind. In einer ersten Familie von Ausführungsbeispielen, welche in Uebereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruiert wurden, ist die Scherenhälfte 20 aus einem elektrisch leitenden Material gefertigt und weist an einem Ende ein erstes Scherglied 21 auf. Das Scherglied 21 bildet eine erste Elektrode mit einer Scheroberfläche 22, einer Schneidkante 23 und einer Aussenoberfläche 24. Die Scherenhälfte 20 weist am anderen Ende ein Stützglied 25 auf, welches vorzugsweise mit einem Daumen- oder Fingerloch zur Betätigung der Scherenhälfte 20 versehen ist und eine elektrische Verbindung 26, welche die Elektrode mit einer herkömmlichen Stromversorgung 10 konstanter Spannung über das Kabel 27 verbindet. Die Scherenhälfte 30 ist ebenfalls aus einem elektrisch leitenden Material hergestellt und weist am einen Ende ein Scherglied 31 auf. Das Scherglied 31 bildet eine zweite Elektrode mit einer Scheroberfläche 32, einer Schneidkante 33 und einer Aussenoberfläche 34. Die Scherenhälfte 30 weist ebenfalls am anderen Ende ein Stützglied 35 auf, welches vorzugsweise mit einem Daumen oder Fingerloch zur Betätigung der Scherenhälfte 30 versehen ist und eine elektrische Verbindung 36, welche zur Stromversorgung 110 über das Kabel 37 verbindet.
Die Stromversorgung 110 kann eine im wesentlichen konstante hochfrequente Spannung bei wählbaren Ausgangspegeln liefern. Solche Vorrichtungen sind beispielsweise in den US-Patentschriften Nrn. 4 092 986 und 4 969 885 beschrieben. Die Stromversorgung, welche in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird, liefert vorzugsweise einen Ausgangsspannungspegel, welcher im wesentlichen bei dem vom Verwender ausgewählten Pegel konstant und unabhängig von dem durch die Elektroden erfaßten elektrischen Widerstand ist.
Um die Anhäufung von Koagulum auf den Bearbeitungsoberflächen der Schere zu reduzieren, hat der Anmelder Stromversorgungen entwickelt, welche eine im wesentlichen konstante Ausgangsspannung liefern, die unabhängig von der Lastimpedanz ist, eine niedrige Quellenimpedanz und eine Wechselspannungswellenform mit einem Spitzenfaktor -- das Verhältnis der Spitzenspannung zur quadratischen Mittelwertspannung (RMS) -- nahe bei 1 (UNITY) aufweisen. Wenn bei der vorliegenden Erfindung solche Stromversorgungen verwendet werden, liefert sie hochbefriedigende Hämostase ohne Bogenbildung oder Verkohlung des Gewebes und geringe Anhäufung von Koagulum.
Die Scherenhälften 20 und 30 sind vorzugsweise aus einem steifen Konstruktionsmaterial gefertigt, welches befähigt ist, die scharfen scherenähnlichen Schneidkanten 23 und 33 zu halten, wie z.B. rostfreier Stahl oder martensitischer rostfreier Stahl. Alternativ können Materialien mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit, die strukturell stark genug sind zum Scheren von Gewebe, wie Kupfer oder Kupferverbindungen, verwendet werden. Die Hälften 20 und 30 sind drehbar durch ein Befestigungselement 40 einander gegenüberliegend verbunden, so dass sich die Scheroberflächen 22 und 32 und die Schneidkanten 23 und 33 der Scherglieder scherenähnlich entgegengesetzt durch einen Bewegungsbereich bewegen, um das dazwischen angeordnete Gewebe 100 zu durchtrennen. Das Befestigungselement 40 kann beispielsweise eine Schraube oder eine Niete sein, welche die Scherenhälften 20 und 30 am Drehpunkt elektrisch isolieren. Das Befestigungselement kann aus einem isolierenden Material, beispielsweise Polyamid oder Nylon bestehen. Alternativ kann das Befestigungselement 40 eine Kombination von nicht isolierenden und isolierenden Materialien umfassen, beispielsweise eine Schraube aus rostfreiem Stahl, die von einer oder von beiden Scherenhälften 20 und 30 durch eine Nylonhülse isoliert ist.
Die Scherenstützglieder 25 und 35 weisen eine isolierende Beschichtung 11 in Gebieten L&sub1; auf, um die Stützglieder voneinander und von der vom Chirurgen verwendeten Schere 10 zu isolieren. Die isolierende Beschichtung 11, welche Polyvinylchlorid, Nylon oder andere isolierende Kunststoffmaterialien umfassen kann, kann auch bei den Flächen der Schere 10 angewandt werden, welche nicht zum Schneiden von Gewebe verwendet wird.
Wie in Fig. 3 illustriert wird, können die Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder eine Beschichtung 12 aus einem Material mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit, wie z.B. Silber oder Kupfer, aufweisen, anders als die entsprechenden Scheroberflächen 22 und 32. Die Beschichtung 12 erleichtert einen guten elektrischen Kontakt zwischen den Aussenoberflächen 24 und 34 und dem Gewebe, das in Kontakt mit diesen Oberflächen gelangt, wenn die Scherglieder 21 und 31 relativ zueinander bewegt werden.
Die Beschichtung 12 reduziert örtliche Aufheizung der Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 durch Verteilen der Wärme über die thermisch leitenden Oberflächen der Beschichtung. Die Beschichtung 12 reduziert auch die Wahrscheinlichkeit, dass Joule'sche Erwärmung der Scherglieder 21 und 31 auftritt, da jeder örtliche Stromfluss wieder über die ganze Beschichtung verteilt wird. Folglich reduziert die Beschichtung 12 die thermische Zersetzung und das Kleben von Blut und Gewebe an den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Schere 10 während dem Gebrauch.
Eine dünne Beschichtung 13 eines elektrisch isoherenden Materials wird auf jeder der Scheroberflächen 22 und 32 angeordnet, um mindestens soviel der Scheroberflächen zu bedecken, wie in Kontakt miteinander innerhalb des ganzen Bewegungsbereiches der Scherenhälften 20 und 30 kommen könnte. Die Isolationsbeschichtung 13 bedeckt die Schneidkanten 23 und 33, so dass die Schneidkanten elektrisch inaktiv und nichtleitend sind.
Wie in Fig. 4 gezeigt ist, ist an einem alternativen Ausführungsbeispiel die Isolationsschicht 13 nur auf der Scheroberfläche 32 des Schergliedes 31 angebracht. Die andere Scheroberfläche 21 und die Schneidkante 23 bleiben elektrisch aktiv, d.h. leitend. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird die elektrische Isolation zwischen den Scherenhälften 20 und 30 durch eine einzige Schicht von isolierendem Material erzielt.
Die Isolationsschicht 13 ermöglicht, dass die Scherenhälften, welche die bipolaren Elektroden bilden, sich relativ zueinander bewegen können, so dass der Strom zwischen der Aussenoberfläche 24 des Schergliedes 21 und der Aussenoberfläche 34 des Schergliedes 31 fliesst, wobei gewährleistet ist, dass die Scherenhälften 20 und 30 nicht elektrisch in Kontakt miteinander kommen. Diese Konfiguration ermöglicht, dass die Schneidkanten miteinander in Kontakt kommen, um das Gewebe zu durchtrennen, während ein Kurzschluss verhindert wird, welcher die gleichzeitige Koagulation der Blutgefässe, welche sich durch das Gewebe erstrecken, erschweren würde. Die Schicht 13 verhindert im wesentlichen einen Stromfluss direkt zwischen den gegenüberliegenden Scheroberflächen 22 und 32, wenn die Scherenhälften geschlossen sind. Eher würde der Strom durch den weg des geringsten Widerstandes zwischen den Elektroden fliessen, d.h. durch das Gewebe in direktem Kontakt mit den Bereichen 28 und 38 der Aussenoberflächen 24 und 34. Dieser Stromfluss ist schematisch durch Flusslinien 99 in den Fig. 3 und 4 dargestellt.
Die Anordnung gemäss der vorliegenden Erfindung begrenzt den Stromfluss zwischen den Bereichen 28 und 38 der Aussenoberflächen 24 und 34 zum Bereich 101 (siehe Fig. 2), von wo die Schneidkanten 23 und 33 zu einem Punkt distal vom Schneidpunkt miteinander in Kontakt stehen. Bei diesem entfernten Punkt bildet entweder das Gewebe nicht mehr eine elektrische Verbindung zwischen den Elektrodenoberflchen (Bereich 102 der Fig. 2) oder der Zwischenraum zwischen den Hälften 20 und 30 ist genügend gross, so dass die Stromdichte zu klein ist, um eine signifikante Joule'sche Erwärmung des Gewebes (Bereich 103 der Fig. 2) zu erzeugen.
Es ist daher offensichtlich, dass, wenn die Schere 10 allmählich geschlossen wird, der Schneidpunkt sich entlang den Schneidkanten 23 und 33 der Scherglieder 21 und 31 bewegt, entfernt vom Befestigungselement 40, wobei der Bereich 101, in welchem ein Strom von einer Scherenhälfte zur anderen fliesst, um Hämostase des Gewebes zu erzielen, vorangeht. Daher findet die Hämostase an einem Ort gerade vor dem Schneidpunkt statt, während die Schneidkanten 23 und 33 gleichzeitig das hämostatisch erwärmte Gewebe durchtrennen.
Die Ausführungsform gemäss Fig. 4 erlaubt einen asymmetrischen Stromfluss zwischen den Scherenhälften 20 und 30, verglichen mit dem Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 3. Spezifisch kann in der Nähe des Schneidpunktes Strom von der unisolierten Scherfläche zum Gewebe in Kontakt mit dieser Fläche durch das Gewebe und zu einem unisolierten Teil des anderen Schergliedes fliessen. Der Anmelder hat herausgefunden, dass diese Asymmetrie keinen signifikanten Effekt auf die hämostatische Schneidoperation oder die Fähigkeit der Vorrichtung, Strom zum Gewebe zu führen, im Vergleich zum Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 3 hat.
Die elektrisch isolierende Schicht 13 ist vorzugsweise aus einem Material gefertigt, welches eine Härte aufweist, die grösser oder wesentlich grösser derjenigen von Stahl oder anderen elektrisch leitenden Materialien ist, welche zur Herstellung herkömmlicher scherenähnlicher Vorrichtungen verwendet werden. Beispielsweise können in bezug auf das Ausführungsbeispiel gemäss Fig. 4 die Scherenglieder 21 und 31 aus martensitischem rostfreiem Stahl, beispielsweise AISI 420 gefertigt sein. Die isolierende Schicht 13 umfasst ein anorganisch elektrisch isolierendes Material wie Glas, Keramik, Nitrid, Bond oder synthetischer Diamant. Abhängig vom ausgewählten Material kann die isolierende Schicht 13 auf der Scherfläche 32 durch herkömmliche Techniken, beispielsweise Plasma oder Flammspritzablagerung abgelagert werden. Der Anmelder erzielte gute Resultate durch Verwendung von Keramikmaterialien, wie beispielsweise Aluminiumoxid oder Zirkonerde.
Die verwendete Beschichtung bildet eine nichtleitende Schneidkante für das Scherglied und hat eine grössere Härte als das Stahlsubstrat und der Stahl des gegenüberliegenden Schergliedes 21. Folglich, wenn die Beschichtung 13 gegen die Schneidkante 23 oder die Scheroberfläche 22 des Schergliedes 21 reibt, werden die Scheroberfläche 22 und die Schneidkante 23 durch das härtere isolierende Material 13 mechanisch geschliffen oder poliert. Die Schere 10 ist deshalb selbstschärfend und verbleibt scharf, während fortwährendem Gebrauch. Ausserdem verschlechtert die relativ niedrige Härte der Stahlschneidkante 23 nicht die isolierenden Eigenschaften oder die Struktur der härteren elektrisch isolierenden Beschichtung 13, wodurch ein dauerhaftes Instrument erhalten wird.
Die selbstschärfenden Eigenschaften, die durch die relativ grössere Härte der isolierenden Schicht 13 erhalten werden, erlauben die Verwendung von weniger teurem Material für die Scherglieder 21 und 31. Beispielsweise kann die Schere 10 aus einem Material hergestellt werden, welches keine scharfe Schneidkante während wiederholtem Gebrauch bei fehlenden selbstschärfenden Eigenschaften der verwendeten härteren Beschichtung behält. Diese Eigenschaft ist speziell vorteilhaft zur Konstruktion von Wegwerfscheren 10 oder wenn Wegwerf-Scherglieder 21 und 31 vorhanden sind, sich diese von den entsprechenden Stützgliedern 25 und 35 (nicht dargestellt) lösen.
Die isolierende Beschichtung 13 wird in einer Schicht abgelagert, welche eine Dicke im Bereich von 0,050 mm (0,002 Inches) bis etwa 1,270 mm (0,050 Inches), vorzugsweise 0,076 bis 0,178 mm (0,003 bis 0,007 Inches) aufweist. Der Anmelder hat ermittelt, dass bei einer Dicke von 0,025 mm (0,001 Inches) oder weniger die Dicke der isolierenden Schicht 13 ungenugend ist, um einen Kurzschluss der Elektroden zu verhindern. Isolierende Schichtdicken über 0,050 mm (0,002 Inches) und unter 1,27 mm (0,050 Inches) bewirken eine genügende Hämostase. Es wurde beobachtet, dass, je grösser die Minimaldistanz zwischen naheliegenden stromleitenden Teilen der gegenüberliegenden Elektroden im Gebiet des Stromflusses durch das Gewebe ist, umso länger der Stromweg durch das Gewebe ist und umso schwieriger es wird, den gewünschten Grad von Hämostase zu erhalten. Für die beschriebenen keramischen isolierenden Materialien sind isolierende Schichdicken über 1,270 mm (0,050 Inches) zu gross für die meisten praktischen Anwendungen.
In bezug auf Fig. 5 wird ein anderes Ausführungsbeispiel der Schere gemäss Fig. 1 beschrieben. Die Schere, die mit Bezug auf die Fig. 3 beschrieben wurde, weist eine Beschichtung 14 eines nichthaftenden Materials auf, welches auf der Beschichtung 12 angeordnet ist. Es kann ein hochf requenter Strom durch die Beschichtung 14 aus nichthaftendem Material geleitet werden, wobei die Beschichtung 14 weiter das Kleben und die Anhäufung von Blut und Gewebe auf den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Scherglieder reduziert. Passende nichthaftende Materialien für die Beschichtung 14 umfassen Fluorkohlenstoffmaterial, leitergefüllte Fluorkohlenstoffbeschichtungen oder dünne Fluorkohlenstoffbeschichtungen mit weniger als etwa 0,0050 mm (0,0002 Inches) Dicke (welche sonst elektrisch isolierend sein können), beispielsweise Vydax 1000, erhältlich von E.I. duPont de Nemours Company.
Fig. 6 zeigt noch ein anderes Ausführungsbeispiel des bipolaren elektrochirurgischen Instrumentes gemäss der vorliegenden Erfindung. Dieses Ausführungsbeispiel ist ähnlich zu demjenigen gemäss Fig. 4, ausser dass die Aussenoberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 nur mit einer Schicht 14 eines nichthaftenden Materials versehen sind und die elektrisch leitende Beschichtung 12 nicht verwendet wird.
Mit Bezug auf Fig. 7 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung beschrieben. Dieses Ausführungsbeispiel ist im wesentlichen das gleiche wie dasjenige mit Bezug auf die Fig. 4 beschriebene. Dieses Ausführungsbeispiel weicht jedoch davon ab, indem anstelle der elektrisch leitenden Beschichtung 12 gemäss dem Ausführungsbeispiel der Fig. 4 eine elektrisch isolierende Schicht 15 auf den äusseren Oberflächen 24 und 34 der Scherglieder 21 und 31 angeordnet ist. Die Schicht 15 ist in den Bereichen 28 und 38, welche unmittelbar den Schneidkanten 23 und 33 benachbart sind, weggelassen. Die isolierende Schicht 15 verhindert einen anderen Stromfluss zum Gewebe als denjenigen durch die Bereiche 28 und 38 benachbart den Schneidkanten 23 und 33. Demnach wird die Erwärmung des Gewebes auf den Bereich im und vorangehend dem Scherbereich lokalisiert, wobei die Joule'sche Erwärmung des Gewebes benachbart den Teilen der Aussenoberflächen der Scherglieder 21 und 31, die durch die isolierende Schicht 15 bedeckt sind, reduziert wird. Passende Materialien zur Verwendung in der isolierenden Schicht 15 umfassen Aluminiumoxid, Fluorkohlenstoff, Polyamid und Beschichtungen auf Siliziumbasis.
Mit Bezug auf die Fig. 8 wird ein Ausführungsbeispiel, welches repräsentativ für eine zweite Familie von Ausführungsbeispielen ist, und welches in Uebereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruiert ist, beschrieben, wobei ähnliche Komponenten durch mit Apostroph versehene Bezugszeichen bezeichnet werden. Bei diesem Ausführungsbeispiel, welches äusserlich der Schere gemäss Fig. 1 gleicht, werden gegenüberliegende Scherglieder 21' und 31' aus elektrisch isolierendem Material, beispielsweise einem Keramikmaterial, wie Zirkonoxid, oder aus Keramik, basierend auf Aluminiumoxid, gefertigt. Die äusseren Oberflächen der Glieder 21' und 31', d.h., die anderen Teile als die Scheroberflächen 22' und 32' und Schneidkanten 23' und 33', weisen eine Beschichtung 16 auf, welche ein Material hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit aufweist, d.h., Kupfer, Silber oder Nickel. Durch die Beschichtung 16 werden gegenüberliegende Elektroden erhalten zur Leitung von hochfrequentem Strom durch das Gewebe zwischen den Beschichtungen 16 auf den äusseren Oberflächen 24' und 34' der Scherglieder 21' und 31'. Bei diesem Ausführungsbeispiel bedeckt die Beschichtung 16 den meisten Teil der äusseren Oberfläche der Scherglieder 21' und 31', so dass die stromführenden Abschnitte zunächst den Schneidkanten 23' und 33' nicht näher als 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inches) sind, vorzugsweise 0,076 bis 0,178 mm (0,003 bis 0,007 Inches). Mit der Konfiguration des Ausführungsbeispieles gemäss Fig. 8 kann mit den Schergliedern 21' und 31' das gewünschte isolierende Material zwischen den Elektroden erhalten werden.

Beispiele

Die Scheren in Uebereinstimmung mit den in den Fig. 1 bis 3 und 4 illustrierten Ausführungsbeispielen wurden aus einem martensitischen rostfreien Stahlmaterial (Grade AISI 420) hergestellt. Die Scherenhälften 20 und 30 wiesen eine nominelle Länge von 17,8 cm (7 Inches) auf, wobei die Scherglieder 21 und 31 sich ein 3,8 cm (1 1/2 Inches) über das Befestigungselement 40 hinaus erstrecken. Die Scherglieder 21 und 31 waren 2,5 bis 7,6 mm "0,1 bis 0,3 Inches) breit und 1,8 bis 2,5 mm (0,07 bis 0,10 Inches) dick, wobei die kleineren Dimensionen distal vom Drehpunkt sind. Eine isolierende Beschichtung 13 wurde auf der Scheroberfläche 32 des Schergliedes 31 durch Plasmaspritzen von Aluminiumoxid bis zu einer Dicke von 0,076 bis 0,178 mm (0,003 bis 0,007 Inches) aufgetragen. Die Beschichtung 13 wurde entlang der Länge des Gliedes 31, welche in Kontakt mit dem gegenüberliegenden Glied 21 steht, im vollen Bewegungsbereich aufgetragen. Unter Verwendung herkömmlicher galvanischer Techniken wurden die Aussenflächen 24 und 34 mit einer Beschichtung 12 aus einem Material mit einer hohen elektrischen und thermischen Leitfähigkeit versehen, welche Beschichtung drei Schichten umfasst:
eine erste Schicht aus Kupfer, 0,05 bis 0,076 mm, (0,002 bis 0,003 Inches) dick, wurde auf alle Oberflächen ausser den Scheroberflächen aufgetragen;
eine zweite Schicht aus Nickel, 2,5 x 10&supmin;&sup4; bis 1,02 x 10&supmin;³ mm (10 bis 40 Microinches) dick, wurde darauf auf die Kupferschicht aufgetragen;
eine dritte Schicht aus Gold (5,1 x 10&supmin;&sup4; bis 1,02 x 10&supmin;³ mm (20 bis 40 Microinches) dick, wurde auf die Nickelschicht aufgetragen.
Die Nickel- und Goldschichten liefern eine oxidationsresistente schützende äussere Schicht für die thermisch und elektrisch leitende Unterschicht aus Kupfer. Die Stützglieder 25 und 35 weisen eine Beschichtung 11 aus einem isolierenden Material, mit einer Dicke von etwa 0,127 mm (0,005 Inches) auf.
Es wurden Experimente an biologischem Gewebe und rohem Beefsteak durchgeführt, wobei eine der oben beschriebenen Scheren in Verbindung mit einer Versuchsstromversorgung verwendet wurde. Die Versuchsstromversorgung wurde bei verschiedenen ausgewählten konstanten Frequenzen im Bereich von 400 bis 800 kHz und bei ausgewählten Pegeln, welche eine im wesentlichen konstante Ausgangsspannung an den Elektroden der Schere im Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS) liefern, betrieben. Diese Stromversorgung wies eine tiefe Quellimpedanz auf und lieferte eine Wechselspannungswellenform mit einem Spitzenfaktor nahe bei 1. Die Spannungswellenform wurde bei einem im wesentlichen konstanten Pegel in dem Sinne aufrechterhalten, dass die Ausgangsspannung bei hoher Last nicht bedeutend sank.
Es wurde gefunden, dass der bevorzugte Betriebsbereich für das oben beschriebene Ausführungsbeispiel bei einer Spannung an den Elektroden des Instrumentes von 10 bis 120 Volt, vorzugsweise 30 bis 90 Volt (RMS) liegt. Das Instrument wurde befriedigend über dem oben erwähnten Bereich der Betriebsbedingungen betrieben, wobei Hämostase des Gewebes erzeugt wurde und das Gewebe mit minimaler Blutung geschnitten wurde. Die Anhäufung von koaguliertem Blut und Gewebe an der Schere war gering.
Es ist bekannt, dass Frequenzen unter 100 kHz das neuromuskuläre System des Patienten beeinträchtigen und unerwünschte Stimulation bewirken können. Der Anmelder hat beobachtet, dass Frequenzen über 800 kHz keinen Nachteil im Betrieb bewirkten und keine zusätzlichen Kosten für die Stromversorgung zur Folge hatten. Währenddem der Anmelder der Meinung ist, dass es möglich sein sollte, höhere Frequenzen bis zu 2 MHz zu verwenden, würden die Leitungsverluste im Kabel, welches das elektrochirurgische Instrument mit der Stromversorgung verbindet, die Verwendung solcher Frequenzen unzweckmässig erscheinen lassen.
Der Anmelder beobachtete, dass Spannungen (an den Elektroden) unter 10 Volt (RMS) keine genügende Joule'sche Erwärmung im Gewebe erzeugten, um Hämostase zu bewirken. Während der Stand der Technik betreffend bipolare elektrochirurgische Hämostase lehrt, dass Span nungen über 120 Volt (RMS) sehr erwünscht sind zur Erzielung von Hämostase des Gewebes, beobachtete der Anmelder, dass Spannungen über 120 Volt (RMS) örtliche Ueberhitzung der Elektroden und exzessive Anhäufung von Koagulum bewirkten. Ueber 120 Volt (RMS) erfordert schnelle Anhäufung von Koagulum, häufige Reinigung der Schere, beispielsweise nach einem oder drei Schnitten.
Der Anmelder beobachtete, dass mit der Vorrichtung gemäss Fig. 4, welche eine Beschichtung 13 nur auf einer Scherfläche besitzt, dieselbe Wirksamkeit erhalten werden kann, wie mit Vorrichtungen, welche Isolationsschichten auf beiden Scheroberflächen aufweisen (wenn unter den gleichen Bedingungen betrieben) Für beide Ausführungsbeispiele ist der Betrag der Erwärmung und der Tiefe der Hämostase auf beiden Seiten des geschnittenen Gewebes im wesentlichen gleich. Es wird natürlich vom Fachmann verstanden, dass die Verwendung eines Spannungspegels grösser als die oben erwähnten Bereiche passend sein könnte zur Erzeugung von Hämostase in Gewebe mit höherer Impedanz.
Die Schere gemäss der vorliegenden Erfindung kann beispielsweise auch für stumpfe Austrennung verwendet werden, durch Spreizung der Schere, wenn sie in das Gewebe während dem Hochheben eines Hautlappens vorwärtsbewegt wird. Für solch ein Ausführungsbeispiel werden die stumpfen Spitzen der Schere ausgebildet, um Hämostase während dem stumpfen Austrennungsverfahren zu erzeugen. In einem solchen Verfahren ist die Schere geschlossen, wenn sie eingeführt und dann allmählich geöffnet wird, wobei bewirkt wird, dass der Strom ausserhalb des Schneidpunktes durchfliesst, so dass das ausgetrennte Gewebe hämostatisch getrennt wird.
Die verschiedenen hier beschriebenen Ausführungsbeispiele sind zum Zwecke der Veranschaulichung und nicht der Beschränkung angeführt, da die vorliegende Erfindung mit chirurgischen scherenähnlichen Instrumenten irgend eines Typs oder Grösse mit zwei in bezug aufeinander bewegbare Scherglieder ausgeführt werden kann. Instrumente, welche entsprechend der vorliegenden Erfindung konstruiert sind, können angepasst werden zum Schneiden von Oberflächengewebe, tiefem Gewebe und innerem Gewebe, Gefässen und Kapillaren oder Organen, was beispielsweise in der Mikrochirurgie, Makrochirurgie, Laparoskopie und anderen chirurgischen Verfahren Verwendung findet.
Beispielhafte Verfahren umfassen die Verwendung einer Vorrichtung mit Schergliedern, welche Elektroden aufweisen, wobei der Betrieb der Vorrichtung gleichzeitig Hämostase des Gewebes verursacht und das Gewebe trennt. Wie unter dem Kapitel "Beispiele" oben erwähnt wurde, hat der Anmelder beobachtet, dass die Verwendung einer scherenähnlichen Vorrichtung, bei der Elektroden verwendet werden, die durch eine dazwischenliegende Schicht aus isolierendem Material isoliert sind, bei Frequenzen im Bereich von 400 bis 800 kHz und 10 bis 120 Volt (RMS) befriedigende Resultate liefert. Ein beispielhaftes Verfahren verwendet eine erfindungsgemässe Vorrichtung, passend zur Verwendung in einer grossen Vielfalt von chirurgischen Verfahren, und umfasst folgende Schritte:
a) Zurverfügungstellen von ersten und zweiten Schergliedern, wobei jedes Scherglied eine Scheroberfläche, eine Schneidkante und eine Elektrode aufweist und die Scherglieder zusammen verbunden werden, so dass sich die Scheroberflächen entgegengesetzt durch einen Bewegungsbereich in einer scherenähnlichen Wirkung, welche einen Schneidpunkt definiert, der sich entlang der Schneidkanten durch durch Bewegungsbereich bewegt, bewegen;
b) Verbinden der Elektroden mit einer Stromversorgung;
c) Auswählen und Aufrechterhalten eines im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegels an der Stromversorgung, wobei der Ausgangsspannungspegel unabhängig von der Impedanz der Last ist, welche an die Stromversorgung angeschlossen ist;
d) Anbringen eines elektrisch isolierenden Materials zwischen der ersten und zweiten Elektrode, so dass die Elektroden sich im Bewegungsbereich nicht berühren;
e) Inkontaktbringen der Elektroden mit dem zu schneidenden Gewebe, so dass ein hochfrequenter Strom zwischen den Elektroden und durch das Gewebe entfernt vom Schneidpunkt, aber nicht zwischen den Scheroberflächen durchfliesst; und
f) Bewegen der ersten und zweiten Scherglieder durch den Bewegungsbereich, wobei Strom durch das Gewebe in einem Bereich entfernt vom Schneidpunkt fliesst und gleichzeitig Hämostase des Gewebes erzeugt wird, und das Gewebe beim Schneidpunkt geschnitten wird.
Natürlich wird es für einen Fachmann klar sein, dass die oben beschriebenen Schritte (a) und (d) durch eine vorher beschriebene Vorrichtung kombiniert werden können. Der Betrieb der Vorrichtung im Bereich von 30 bis 90 Volt (RMS) ist in vielen Fällen wünschenswert, abhängig von der Impedanz des Gewebes, auf welches während dem chirurgischen Verfahren getroffen wird.
Die Verwendung einer Stromversorgung mit einem wählbaren, im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegel, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, erzeugt genügend Leistung, um wirkungsvolle Hämostase zu erzeugen. Die Verwendung von konstanten Ausgangsspannungspegeln, die tiefer sind als diejenigen, die im allgemei nen in vorher bekannten elektrochirurgischen Instrumenten verwendet wurden, reduziert die Leistung, welche den Elektroden zugeführt wird, wenn Sie nicht in Kontakt mit dem Gewebe sind, d.h., bei einer offenen Leitung und reduziert die Wahrscheinlichkeit der Erzeugung eines Strombogens, wenn die Elektroden in Kontakt mit dem Gewebe gebracht werden.
Die Verwendung eines Ausgangsspannungspegels, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, hindert einen übermässigen Stromfluss durch das Gewebe, da der Gewebewiderstand während der Austrocknung ansteigt. Folglich kann die Tiefe der Hämostase, die im Gewebe erhalten wird, genauer kontrolliert werden und örtliches Ueberhitzen der Elektroden besser vermieden werden. Reduziertes örtliches Erhitzen der Elektroden verhindert Anhäufung von Koagulum, welches eine wirkungsvolle Hämostase beeinträchtigt, und die Manövrierbarkeit des Instrumentes hindern könnte.
Der Fachmann sieht ein, dass die vorliegende Erfindung durch andere als die beschriebenen Ausführungsbeispiele realisiert werden kann und dass die vorliegende Erfindung nur durch die folgenden Patentansprüche beschränkt ist.

Claims

1. Vorrichtung zum hämostatischen Schneiden von Gewebe, mit einem ersten Stützglied (25), das ein erstes Scherglied (21), eine erste Scherfläche (22) und eine erste Schneidkante (23) aufweist; einem zweiten Stützglied (35), das ein zweites Scherglied (31): eine zweite Scherfläche (32) und eine zweite Schneidkante (33) aufweist; und mit einer Verbindungseinrichtung (40) zum verschwenkbaren Verbinden des ersten (21) mit dem zweiten 15 (31) Scherglied, so daß die erste (22) und die zweite (32) Scherfläche zueinander weisen und die erste Schneidkante (23) die zweite Schneidkante (33) berührt, wenn das erste Scherglied (21) relativ zum zweiten Scherglied (31) in einer scherenartigen Bewegung verschwenkt wird, wobei die Verbindungseinrichtung (40) ein elektrisch isolierendes Material aufweist, das das erste Scherglied (21) vom zweiten Scherglied (31) an der Verbindungseinrichtung (40) elektrisch isoliert,

dadurch gekennzeichnet, daß

das erste Scherglied (21) eine Zusammensetzung aus elektrisch leitfähigem Material und einer Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material aufweist, das im wesentlichen über die gesamte Länge des ersten Schergliedes (21) aufgetragen ist, um das erste (21) und das zweite (31) Scherglied voneinander entlang ihrer jeweiligen Länge elektrisch zu isolieren, wenn die erste Schneidkante (23) und die zweite Schneidkante (33) einander berühren.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schicht (13) aus elektrisch isolierendein Material des ersten Schergliedes (21) im wesentlichen die gesamte erste Schneidkante (23) und die erste Scherfläche (22) bildet.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material eine Härte aufweist, die größer ist als die Härte der zweiten Schneidkante (33) und der zweiten Scherfläche (32).

4. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Schergliedes (21) eine Dicke im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inch) aufweist.

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

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Dicke hat und ferner dadurch gekennzeichnet ist, daß das zweite Scherglied (31) eine Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material mit einer zweiten Dicke aufweist, wobei die Summe der ersten und der zweiten Dicke gewählt ist im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inch).

7. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das erste Scherglied (21) einen Abschnitt aufweist, der eine erste Elektrode (28) definiert, die sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (23) erstreckt, und dadurch gekennzeichnet, daß das zweite Scherglied (31) eine Zusammensetzung aus einem elektrisch leitfähigen Material und eine Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material aufweist, daß das zweite Scherglied einen Abschnitt aufweist, der eine zweite Elektrode (38) definiert, die sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (33) erstreckt, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) die erste Elektrode (28) von der zweiten Elektrode (38) elektrisch isolieren, wenn die erste (23) und die zweite (33) Schneidkanten einander berühren.

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

9. Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Dicke und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) eine zweite Dicke aufweisen, wobei die Summe der ersten und der zweiten Dicke ausgewählt ist im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inch)

10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 9, ferner dadurch gekennzeichnet, daß die Schicht (13) des ersten Schergliedes (21) eine erste Härte und die Schicht (13) des zweiten Schergliedes (31) eine zweite Härte aufweisen, die sich von der ersten Härte unterscheidet.

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, gekennzeichnet durch eine Schicht (12) aus einem Material mit hoher elektrischer und thermischer Leitfähigkeit, die auf mindestens dem ersten (21) und/oder dem zweiten (31) Scherglied aufgebracht ist.

12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, gekennzeichnet durch eine Schicht (14) aus elektrisch leitfähigem,nicht-haftendem Material, das auf dem ersten (21) und/oder dem zweiten (31) Scherglied aufgebracht ist.

113. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei das erste Scherglied (21) ferner ein erstes Stützglied (20) und das zweite Scherglied (31) ein zweites Stützglied (30) aufweisen, wobei das erste (20) und das zweite (30) Stützglied mit der Verbindungseinrichtung (40) zusammenwirken, wobei das erste (20) und das zweite (30) Stützglied eine darauf aufgebrachte Schicht (11) aus elektrisch isolierendem Material aufweisen.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 13 in Kombination mit einer Stromversorgung (110) für hochfrequenten Wechselstrom, wobei die Stromversorgung (110) einen wählbaren, im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegel unabhängig von der Lastimpedanz hat, und mit einer Einrichtung (27, 37) zum elektrischen Verbinden der Stromversorgung (110) mit der ersten (28) und der zweiten (38) Elektrode.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die im wesentlichen konstante Ausgangsspannung der Stromversorgung (110) einstellbar ist, um eine Spannung über die ersten und die zweiten Elektroden im Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS) bereitzustellen.

16. Vorrichtung nach Anspruch 14 oder 15, wobei die Stromversorgung (110) eine Spannungswellenform mit einem Spitzenfaktor nahe bei 1 bereitstellt.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 bis 16, wobei die Stromversorgung (110) eine Wechselstrom-Spannungswellenform mit einer Hochfrequenz im Bereich von 100 kHz bis 2MHz bereitstellt.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 17 zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe, wobei das erste Scherglied (21) ein erstes Schneidglied mit einem Abschnitt aufweist, der eine erste Scherfläche (22) definiert, wobei die erste Schneidkante (23) eine Längenerstreckung hat und die erste Elektrode (28) sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (23) erstreckt, und das zweite Scherglied (31) ein zweites Schneidglied mit einem Abschnitt aufweist, der eine zweite Scherfläche (32) definiert, die zweite Schneidkante (33) sich über eine Länge erstreckt und eine zweite Elektrode (38) sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (33) erstreckt,

das elektrisch leitfähige Material der Zusammensetzung des ersten Schneidgliedes (21) die erste Elektrode (28) bildet, und

das zweite Schneidglied (31) ein elektrisch leitfähiges Material aufweist,

wobei die Schicht (13) aus elektrisch isolierendem Material des ersten Schneidgliedes (21) die erste Elektrode (28) von der zweiten Elektrode (38) elektrisch isoliert, wenn die erste Schneidkante (23) und die zweite Schneidkante (33) einander berühren.

19. Vorrichtung zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe, mit einem ersten Schneidglied (21') mit einem Abschnitt, der eine erste Scherfläche (22') definiert, einer ersten Schneidkante (23') mit einer Länge, einer ersten Außenfläche (24') und mit einer ersten Elektrode, die sich im wesentlichen über die Länge der ersten Schneidkante (23') erstreckt, ein zweites Schneidglied (31') mit einem Abschnitt, der eine zweite Scherfläche (32') definiert, einer zweiten Schneidkante (33') mit einer Länge, einer zweiten Außenfläche (34') und einer zweiten Elektrode, die sich im wesentlichen über die Länge der zweiten Schneidkante (33') erstreckt, einer verbindungseinrichtung zum verschwenkbaren Verbinden des ersten (21') und des zweiten (31') Schneidgliedes miteinander, so daß die erste (22') und die zweite (32') Scherfläche zueinander weisen und die erste Schneidkante (23') die zweite Schneidkante (33') berührt, wenn das erste Schneidglied (21') relativ zum zweiten Schneidglied (31') in einer scherenartigen Bewegung verschwenkt wird,

dadurch gekennzeichnet, daß

das erste Schneidglied (21') ein elektrisch isolierendes Material (21') aufweist und die erste Elektrode eine erste Schicht (16) aus elektrisch leitfähigem Material aufweist, das auf der ersten Außenfläche (24') aufgebracht ist, und

das zweite Schneidglied (31') ein elektrisch isolierendes Material (31') aufweist und die zweite Elektrode eine zweite Schicht (16) aus elektrisch leitfähigem Material aufweist, das auf der zweiten Außenfläche (34') aufgebracht ist,

wobei das elektrisch isolierende Material des ersten Schneidgliedes (21') und das elektrisch isolierende Material des zweiten Schneidgliedes (31') die erste Elektrode von der zweiten Elektrode elektrisch isolieren, wenn die erste Schneidkante (23) und die zweite Schneidkante (33) einander berühren.

20. Vorrichtung nach Anspruch 19, ferner mit einer Schicht aus elektrisch isolierendem Material, das auf jeder der ersten (16) und zweiten (16) Schicht aus elektrisch leitfähigem Material aufgebracht ist, mit der Ausnahme eines ersten Bereichs, der sich in der Nähe zur ersten Schneidkante (23) befindet, und eines zweiten Bereichs, der sich in der Nähe zu der zweiten Schneidkante (33) befindet.

21. Vorrichtung nach Anspruch 19 oder 20, ferner mit einer Schicht aus elektrisch leitfähigem, nicht haftendem Material, das überlagert auf der ersten (16) und der zweiten (16) Schicht aus elektrisch leitendem Material aufgebracht ist.

22. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 21, wobei die erste Elektrode und die zweite Elektrode voneinander beabstandet sind, wenn die erste Schneidkante (23) die zweite Schneidkante (33) berührt, in einem Abstand im Bereich von 0,050 bis 1,270 mm (0,002 bis 0,050 Inch)

23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 19 bis 22, in Kombination mit einer Stromversorgung (110), die eine Hochfrequenz-Wechselstrom-Wellenform bereitstellt, wobei die Stromversorgung (110) eine einstellbare, im wesentlichen konstante Ausgangsspannung unabhängig von der Lastimpe danz hat, und mit einer Einrichtung (27, 37) zum elektrischen Verbinden der Stromversorgung (110) mit der ersten und der zweiten Elektrode.

24. Vorrichtung nach Anspruch 23, wobei der im wesentlichen konstante Ausgangsspannungspegel der Stromversorgung (110) einstellbar ist zum Bereitstellen einer Spannung zwischen der ersten und der zweiten Elektrode im Bereich von 10 bis 120 Volt (RMS).

25. Vorrichtung nach Anspruch 23 oder 24, wobei die Stromversorgung (110) eine Wechselstrom-Spannungswellenform mit einer Frequenz im Bereich von 100 kHz bis 2 MHz bereitstellt.