DE69221942T2

DE69221942T2 - Elektrochirurgisches H.F.-Gerät mit konstanter Spannung

Info

Publication number: DE69221942T2
Application number: DE69221942T
Authority: DE
Inventors: Jack C. Columbus Ohio 43209 Cordis; Dennis J. Columbus Ohio 43229 Denen; Philip E. Dublin Ohio 43017 Eggers; John J. Westerville Ohio 43081 Knittle; Ramsey. Raymond C. Columbus Ohio 43214 Ramsey. Raymond C.; Robert F. San Francisco Ca 94108 Shaw
Original assignee: Hemostatic Surgery Corp
Current assignee: Hemostatic Surgery Corp
Priority date: 1991-06-07
Filing date: 1992-06-05
Publication date: 1998-03-26
Anticipated expiration: 2012-06-06
Also published as: JP2003199763A; DE69209146T2; EP0518230B1; DE69221942D1; JPH07500514A; CA2110923C; CA2110921A1; US5810808A; DK0517244T3; IE74396B1; IE921829A1; JPH07507417A; AU672751B2; ES2087343T3; JPH06511401A; DE69210683D1; US5766170A; CH694070A5; EP0517244A1; JP2003199764A

Description

Die Erfindung betrifft die Verwendung hämostatischer elektrochirurgischer Instrumente in Verbindung mit einer Stromversorgung mit einer Spannungsausgangswellenform, die beim Verringern von Koagulumaufbau an hämostatischen elektrochirurgischen Instrumenten wirksam ist.
Die Blutstillung während operativer Eingriffe macht einen großen Teil der Zeit bei einer Operation aus. Insbesondere können Blutungen, die beim Schneiden oder Abtrennen von Gewebe auftreten, die Sicht des Chirurgen behindern, die Operation verlängern und die Schnittgenauigkeit beeinträchtigen. Blutverlust infolge operativen Schneidens kann eine Blutinfusion erforderlich machen, was das Schadensrisiko des Patienten erhöht.
Bekannt sind hämostatische elektrochirurgische Techniken zum Verringern von Blutungen aus eingeschnittenem Gewebe vor, während und nach dem Einschnitt. Im allgemeinen leiten bipolare elektrochirurgische Techniken einen hochfrequenten Strom mit hoher Spannung zwischen zwei Elektroden durch das Patientengewebe, um Gewebe sowohl zu schneiden als auch zu koagulieren. Dieser Strom bewirkt eine Joulesche (ohmsche) Erwärmung des Gewebes als Funktion der Stromdichte und des Gewebewiderstands. Daher koaguliert die in das Gewebe eingetragene Wärme das Blut in den im Gewebe enthaltenen Gefäßen, wodurch sich der Blutfluß aus abgetrennten Gefäßen und Kapillaren verringert.
Im allgemeinen leiten bisher bekannte elektrochirurgische Instrumente Strom in Form eines elektrischen Hochspannungslichtbogens zum Patientengewebe. Zum Schneiden von Gewebe können die Stromgröße und -wellenform so ausgewählt werden, daß der Stromlichtbogen eine Verdampfung von Körperflüssigkeiten mit einer Rate bewirkt, die zum Abtrennen des Gewebes ausreicht. Um Hämostase zu bewirken, sieht der Stromlichtbogen eine allgemein geringere Energieeintragsrate vor, die Gewebe zum Stillen von Blutungen austrocknet, wenn das Gewebe eingeschnitten wird.
Ein bei vielen bisher bekannten elektröchirurgischen Geräten auftretender Nachteil besteht in einer Steuerung des Stromflusses durch das Patientengewebe, um Hämostase in lokalisierten Bereichen zu erreichen, ohne dabei auch angrenzendes Gewebe zu erwärmen und dort unerwünschte Traumen zu verursachen. Die Schwierigkeit beim Vorhersagen der Eindringtiefe des elektrischen Lichtbogens erzeugt Unsicherheit darüber, welche Gewebebereiche genau beeinflußt werden. So kann z. B. der elektrische Lichtbogen unzureichende Energie haben, um Hämostase an einer Stelle zu bewirken, während infolge eines Vorzugswiderstands des Gewebes ein elektrischer Lichtbogen ähnlicher Energie zu tiefer Gewebenekrose führen kann, wenn er zu einer angrenzenden Gewebestelle geleitet wird.
Ein weiterer Nachteil bekannter elektrochirurgischer Geräte ist die Tendenz des Stromlichtbogens, ein Verschmoren des Gewebes zu fördern. In elektrochirurgischen Geräten bilden der Stromlichtbogen und das Patientengewebe in Reihe verbundene Komponenten eines elektrischen Stromkreises. Das Produkt von Spannung und Strom stellt den auf jede dieser Komponenten entfallenden Leistungsverlust dar. Bei bisher bekannten elektrochirurgischen Geräte kann die Verlustleistung im Stromlichtbogen die im Patientengewebe übersteigen. Daher hat der elektrische Lichtbogen oder die elektrische Flamme, die durch das elektrochirurgische Gerät erzeugt wird, normalerweise sehr hohe Temperaturen in der Größenordnung von mehreren tausend Grad. Diese elektrische Flamme kann das an die Arbeitsfläche des Geräts angrenzende Gewebe umgeben und schnell zum Austrocknen und Verschmoren des Gewebes führen. Obwohl die elektrische Flamme somit schneidet und Hämostase des Patientengewebes bewirkt, führt sie häufig zum Verschmoren des Gewebes, was schnelles Nachwachsen des Gewebes behindert.
Noch ein weiterer Nachteil bisher bekannter elektrochirurgischer Geräte, teilweise als Folge der breiten Schwankung der den elektrischen Lichtbogen induzierenden Spitze-zu-Spitze-Spannung, ist eine Neigung des koagulierten Bluts oder abgetrennten Gewebes, an den Arbeitsflächen des Instruments anzuhaften. Dieser als "Koagulum" bezeichnete Aufbau erhöht den elektrischen Widerstand des Wegs, den ein zwischen den Elektroden des elektrochirurgischen Instruments fließender Strom zurücklegen muß. Eine Folge von Koagulumaufbau am Instrument bei einer Operation ist, daß die in das erwärmte oder abgetrennte Gewebe eingetragene elektrische Energie sinkt, bis der durch das Gewebe fließende Strom nicht mehr zu ausreichendem Schneiden oder ausreichender Hämostase genügt.
Folglich muß der Chirurg bei der Operation oft pausieren, um Koagulum von den Arbeitsflächen des elektrochirurgischen Instruments abzuschaben. Dieser Schritt des Abschabens erhöht die Zeit sowie den Arbeitsaufwand des Chirurgen, der nicht auf die Erreichung des Operationsziels gerichtet ist. Da ferner dieser Schritt zum Abschaben der Arbeitsflächen erst erfolgt, wenn unzureichende Hämostase vorliegt, kommt es zu zusätzlichem Blutverlust aus dem abgetrennten Gewebe, während das Koagulum vom Instrument abgeschabt wird.
Ein weiterer Nachteil bisher bekannter elektrochirurgischer Instrumente besteht in einer Neigung von Gewebe, am Koagulum am Instrument anzuhaften. Dieses Kleben von Gewebe am Instrument kann zu Zerreißen von zuvor erstarrtem Gewebe führen, was den Blutfluß aus diesem Gewebe reaktiviert. Außerdem kann ein solches Kleben des Instruments an zuvor erstarrtem Gewebe die Handhabbarkeit des Instruments an der Operationsstelle beschränken, wodurch der Chirurg größere körperliche Anstrengungen machen muß, um das Instrument zu bewegen und das Operationsziel zu erfüllen. Schließlich kann ein solches Kleben und die erhöhte Wahrscheinlichkeit einer Reaktivierung des Blutflusses durch Reißen von zuvor erstarrtem Gewebe dazu führen, daß die Arbeitsspitze des Instruments schlechter vom Chirurgen gesehen wird, und die Schnittgenauigkeit verringern.
Bekannte elektrochirurgische Instrumente verwenden Generatoren, die allgemein Wechselspannungen (WS) im Bereich von 150 bis 5000 Volt Spitze-zu-Spitze mit Nennleistungen unter 400 W bereitstellen. Normalerweise arbeiten solche Generatoren mit Stromfrequenzen im Bereich über 100 kHz, da Frequenzen unter 100 kHz bekanntlich unerwünschte neuromuskuläre Stimulation im Patienten verursachen. Für bisher bekannte elektrochirurgische Generatoren ist außerdem typisch, daß sie einen Leistungsausgang für Instrumente haben, die mit 100 bis 400 Ohm bemessen sind. Zur Impedanzanpassung der Stromversorgung an die elektrochirurgischen Instrumente haben solche Stromversorgungen ferner eine hohe Ausgangsimpedanz.
Die US-A-4590934 beschreibt einen elektrochirurgischen Generator zur Verwendung mit einem bipolaren Schneider/Koagulator. Der in dieser Patentschrift beschriebene Generator erzeugt eine Leistungsausgangswellenform mit Gruppen von aperiodischen Folgen gedämpfter Bursts von Hochfrequenzsignalen. Der Generator dämpft die hohe Anfangsspannungsspitze bei Einsetzen des durch das elektrochirurgische Gerät erzeugen elektrischen Lichtbogens, um Funkenbildung an den Instrumentenspitzen sowie die unerwünschte Störung für Ausrüstungen zu verringern, die durch den Anfangsfunken des elektrischen Lichtbogens erzeugt wird.
Die US-A-4092986 und US-A-4969885 beschreiben Generatoren zur Verwendung mit elektrochirurgischen Instrumenten, durch die die Ausgangsspannung des Generators im wesentlichen auf einem konstanten Wert unabhängig von der Impedanz gehalten wird, auf die das elektrochirurgische Instrument trifft.
Die US-A-4092986 beschreibt die Verwendung einer nichtmodulierten HF-Spannungswellenform zum Schneiden von Gewebe sowie eine impulsmodulierte HF-Spannungswellenform zum Koagulieren von Gewebe. Die Patentschrift lehrt die Verwendung von Spannungen im Bereich von 450 bis 600 Volt Spitze-zu-Spitze mit Strömen im Bereich von etwa null bis 0,6 Ampere Spitze- zu-Spitze.
Die US-A-4969885 merkt an, daß eine Mindesteffektivspannung von mindestens 150 Volt (effektiv) (420 Volt Spitze-zu- Spitze) zur Verwendung in elektrochirurgischen Schneidinstrumenten erforderlich ist, um die elektrische Feldstärke bereitzustellen, die zum Zünden und Aufrechterhalten elektrischer Lichtbogen zwischen der Elektrode und dem Gewebe erforderlich ist. Außerdem merkt diese Patentschrift an, daß es zur Bereitstellung einer konstanten Spannung für das elektrochirurgische Gerät über den gesamten erwarteten Bereich von Betriebsbedingungen wünschenswert ist, daß der Hochfrequenz- Spannungsgenerator eine Wellenform liefert, die von den Betriebsbedingungen unabhängig und vorzugsweise eine reine Sinuswelle ist.
Die EP 0341446 beschreibt eine Spannungsbegrenzungsschaltung zur Verwendung mit einer elektrochirurgischen Vorrichtung, die die durch den elektrochirurgischen Generator zum Gewebe geführte Spannungswellenform auf ein vorgestelltes Spannungsmaximum steuert. Der in diesem Dokument beschriebene Zweck der Spannungsbegrenzungsschaltung besteht darin zu verhindern, daß die an das Gewebe angelegte Höchstspannung die Leerlaufspannung hat, um dadurch die Energie des elektrischen Lichtbogens zu verringern, wenn er Gewebe aus dem Leerlaufzustand berührt.
Angenommen wird, daß mit Spannungen über effektiv 150 V und relativ niedrigen Strömen betriebene elektrochirurgische Instrumente den Koagulumaufbau und die damit zusammenhängenden zuvor beschriebenen Probleme erfahren. Diese Schwierigkeiten mit dem Koagulumaufbau haben das Wachstum des Gebiets der Elektrochirurgie beschränkt.
In der US-A-4232676 beschreibt Herczog ein elektrochirurgisches Skalpell und ein Verfahren zur Verwendung dieses Skalpells, das versucht, die mit der Verwendung von elektrischen Hochspannungslichtbogen zusammenhängenden Nachteile des Koagulumaufbaus und Verschmorens zu überwinden. Diese Patentschrift beschreibt die Verwendung niedriger Spannungen im Bereich von 20 bis 80 Volt, die eine Lichtbogenbildung verhindem und zu Energieeintragsraten von 5 bis 50 Watt führen. Das in dieser Patentschrift beschriebene Skalpell erreichte bisher nur begrenzten kommerziellen Erfolg, großenteils infolge der Lehre dieser Patentschrift, die Leistung durch Vanieren der Frequenz der zugeführten Spannungswellenform zu regulieren.
Daher wäre es wünschenswert, ein elektrochirurgisches System bereitzustellen, das die Probleme des Koagulumaufbaus und Festklebens überwindet, die bisher bekannte elektrochirurgische Geräte beeinträchtigen und die Anwendung der Elektrochirurgie in operativen Verfahren einschränken.
Wünschenswert wäre es, einen elektrochirurgischen Generator bereitzustellen, der niedrige Spannungen mit hoher Leistung zuführen kann. Eine solche Stromversorgung würde die Lichtbogenbildung an der Elektrode sowie das Verschmoren von Gewebe und das Festkleben verringern, das normalerweise mit einer solchen Lichtbogenbildung einhergeht.
Ferner wäre es wünschenswert, einen elektrochirurgischen Generator mit einer niedrigen Ausgangsimpedanz bereitzustellen, der einen im wesentlichen konstanten Spannungsausgangspegel zuführt, der von der Lastimpedanz unabhängig ist. Eine solche Stromversorgung würde daher eine Spannung auf einem vorgewählten Pegel halten und dadurch einen zu großen Energieeintrag mit zunehmender Gewebeimpedanz bei Hämostase vermeiden.
Angesichts des in einem Operationssaal vorhandenen begrenzten Raums und der durch Wärmeableitungsforderungen auferlegten Größenbeschränkungen wäre es außerdem wünschenswert, eine wirksame und kompakte elektrochirurgische Stromversorgung bereitzustellen.
In "Electronics & Wireless World", August 1986, Seiten 43 bis 47 ist ein Generator zur Verwendung in Elektronikwerkstätten mit technischen Daten offenbart, die den Festlegungen in den letzten sechs Zeilen von Anspruch 1 (im Original) entsprechen.
Angesichts dessen besteht eine Aufgabe der Erfindung darin, ein elektrochirurgisches System und beispielhafte Verfahren der Verwendung des Systems bereitzustellen, die die Probleme des Koagulumaufbaus und Festklebens überwinden, die den Einsatz bisher bekannter elektrochirurgischer Geräte behindern.
Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, elektrochirurgische Generatoren zum Zuführen geringerer Spannungen als solche, die für bisher bekannte Geräte typisch sind, mit hoher Leistung bereitzustellen. Die gemäß den Grundsätzen der Erfindung aufgebauten Stromversorgungen verhindern eine Lichtbogenbildung an den Instrumentenelektroden und damit das Verschmoren von Gewebe und das Festkleben, die normalerweise eine solche Lichtbogenbildung begleiten.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, elektrochirurgische Generatoren mit niedriger Ausgangsimpedanz bereitzustellen, die einen im wesentlichen konstanten Spannungsausgangspegel zuführen, der unabhängig von der Lastimpedanz ist. Die niedrige Ausgangsimpedanz der Stromversorgung der Erfindung senkt die Wahrscheinlichkeit von Spannungshüben, wenn sich die Gewebeimpedanz während des Austrocknungsprozesses erhöht.
Diese und weitere Aufgaben werden gemäß den Grundsätzen der Erfindung durch Bereitstellen von Wechselstromversorgungen (WS-Versorgungen) mit einer Ausgangsimpedanz unter 20 Ohm gelöst, die einen im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegel liefern können. Die Stromversorgungen der Erfindung arbeiten in einem Regime von 10 bis 130 Volt (effektiv) und mit Strömen bis zu 7 Ampere, wodurch Energieeintragsraten an den Elektroden verbundener elektrochirurgischer Instrumente im Bereich von 50 bis 700 Watt je nach Art des verwendeten elektrochirurgischen Instruments und Art des operierten Gewebes vorgesehen sind.
Zur wesentlichen Verringerung von Lichtbogenbildung an den Instrumentenelektroden bei gleichzeitiger Verbesserung der Spannungsregulierung und Leistungsabgabe stellen die Stromversorgungen der Erfindung eine Wellenform mit einem Scheitelfaktor nahe eins bereit. Von den Anmeldern wurde ermittelt, daß die Anwendung von Wellenformen mit niedrigem Scheitelfaktor das Pendeln der Spitze-zu-Spitze-Spannung im Gewebe verringert, während größere Leistungseintragsraten vorgesehen werden. Die durch diese Stromversorgungen zugeführten Spannungswellenformen führen zu verbesserte Hämostase des Gewebes, jedoch ohne das Verschmoren, das bei bisher bekannten elektrochirurgischen Vorrichtungen zu beobachten ist. Eine erfindungsgemäß aufgebaute Stromversorgung weist einen Modulator mit einer einstellbaren Einschaltdauer auf, durch die der Ausgangsspannungspegel ausgewählt werden kann. Eine durch den Modulator erzeugte wählbare Spannung wird durch einen Inverter empfangen, der diese Spannung transformiert und die transformierte Spannung zu den chirurgischen Instrumenten als Reaktion auf eine Konstantspannungs-Rechteckwelle mit geringer Leistung führt, die ebenfalls in den Inverter eingegeben wird. Der Schaltungsaufbau des Modulators übernimmt ein Steuersignal, das die Einschaltdauer eines Abschnitts des Schaltungsaufbaus ändert, der selbstschwingend ist. Durch Mitteln dieser Schwingungen wird eine stabile einstellbare Ausgangsspannung bereitgestellt.
In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung sind Nachrüstgeräte zur Verwendung mit vielfältigen bisher bekannten elektrochirurgischen Generatoren vorgesehen, wodurch die Ausgabe dieser Generatoren in das durch die Erfindung erwogene Spannungs- und Stromregime umgewandelt wird. Zur Veranschaulichung dienende Nachrüstgeräte werden zur Verwendung mit einer Anzahl bisher bekannter elektrochirurgischer Generatoren beschrieben.
Beschrieben werden als Beispiele dienende Verfahren zur Stromzufuhr zu elektrochirurgischen Instrumenten, um Hämostase im Gewebe ohne die Probleme mit dem Koagulumaufbau und Festkleben zu bewirken, die bei bekannten Geräten auftreten. Gemäß diesen Verfahren kann die Elektrochirurgie unter Verwendung von Instrumenten mit Elektroden zum Wärmeeintrag in ein Gewebe ohne Lichtbogenbildung erfolgen, wodurch das Gewebe ausgetrocknet und geschwächt wird, wenn Gewebe geschnitten sowie Hämostase bewirkt werden soll. An den Instrumenten sind mechanisch scharfe Kanten vorgesehen, um dann das ausgetrocknete Gewebe abzutrennen. Die Verfahren weisen die folgenden Schritte auf:
(a) Bereitstellen eines chirurgischen Instruments mit einer Elektrode;
(b) Verbinden der Elektrode mit einer WS-Versorgung;
(c) Auswählen und Aufrechterhalten eines im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegels, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, wobei die Wechselspannungswellenform (WS- Wellenform) einen Scheitelfaktor nahe eins hat; und
(d) Plazieren der Elektrode in elektrischen Kontakt mit dem Gewebe, so daß hochfrequenter Strom das Gewebe ohne Lichtbogenbildung durchläuft, um das Gewebe teilweise auszutrocknen und Hämostase zu bewirken.
Soll zusätzlich zum Bewirken von Hämostase Gewebe abgetrennt werden, kann auch eine mechanisch scharfe Kante am chirurgischen Instrument vorgesehen sein, um das teilweise ausgetrocknete Gewebe abzutrennen.
Diese und weitere Aufgaben und Vorteile der Erfindung gehen aus der nachfolgenden näheren Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen hervor, in denen durchgängig gleiche Bezugszahlen gleiche Teile bezeichnen. Es zeigen:
Fig. 1 eine Seitenperspektivansicht einer als Veranschaulichung dienenden elektrochirurgischen Vorrichtung, die erfindungsgemäß aufgebaut ist;
Fig. 2 ein schematisches Diagramm der Gewebeimpedanz als Funktion der Temperatur, das aus den Untersuchungen der Anmelder hervorging;
Fig. 3 einen Vergleich der elektrischen Ausgangskennwerte einer als Veranschaulichung dienenden Stromversorgung der Erfindung mit einer typischen, bisher bekannten Stromversorgung;
Fig. 4A und 4B eine Seiten- bzw. Querschnittansicht einer bipolaren elektrochirurgischen Zange, die zur Verwendung mit der Vorrichtung der Erfindung geeignet ist;
Fig. 5 eine Perspektivansicht eines bipolaren Greifers, der zur Verwendung mit der Vorrichtung der Erfindung geeignet ist;
Fig. 6 ein Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Stromversorgung mit konstanter Spannung;
Fig. 7 ein vereinfachtes Schaltbild einer bevorzugten Ausführungsform einer Modulatorschaltung für eine erfindungsgemäße Stromversorgung mit konstanter Spannung;
Fig. 8 ein detailliertes Schaltbild einer ersten Ausführungsform der Modulatorschaltung von Fig. 7;
Fig. 9 ein detailliertes Schaltbild einer alternativen Ausführungsform der Modulatorschaltung von Fig. 7;
Fig. 10 ein Schaltbild für ein Nachrüstgerät zur Verwendung mit mehreren bisher bekannten Stromversorgungen zum Erzeugen eines Leistungsprofils von diesen Geräten gemäß der Erfindung; und
Fig. 11 einen Vergleich der Eingangs- und Ausgangswellenformen, die vom Nachrüstgerät von Fig. 10 erhalten werden.
Anhand von Fig. 1 wird eine elektrochirurgische Vorrichtung 10 der Erfindung beschrieben. Die Vorrichtung 10 weist eines von mehreren chirurgischen Instrumenten, z. B. ein Skalpell 11, eine Schere 12 oder einen Greifer 13, in Kombination mit einer Stromversorgung 14 auf, die in Übereinstimmung mit Grundsätzen der Erfindung aufgebaut ist. Das Skalpell kann z. B. das von Herczog in der US-A-4232676 beschriebene sein. Die Instrumente 11, 12 und 13 weisen jeweils ein Kabel 15 auf, durch das die Instrumente mit der Stromversorgung 14 verbunden sind. Vorzugsweise weist jedes Instrument ein Paar bipolare Elektroden auf, um Hämostase zu bewirken. Ebenfalls vorgesehen ist eine mechanisch scharfe Kante, wenn Gewebe geschnitten werden soll. Erfindungsgemäß führt die Stromversorgung 14 eine Wechselspannungswellenform (WS- Wellenform) mit im wesentlichen konstanter Spannung zu den angeschlossenen elektrochirurgischen Instrumenten, wobei die Wellenform einen Scheitelfaktor nahe eins hat und die Spannung im Bereich von effektiv 10 bis 130 Volt liegt.
Von den Anmeldern wurde festgestellt, daß die Beseitigung von Lichtbogenbildung und Verwendung von Wellenformen mit niedriger Spannung und niedrigem Scheitelfaktor bei hoher Leistung eine verbesserte Leistungsfähigkeit bekannter elektrochirurgischer Geräte gegenüber bisher bekannten Verfahren zum Einsatz solcher Instrumente ergibt. Die als Beispiel dienenden Verfahren zur Verwendung der Vorrichtung der Erfindung führten ferner zur Entwicklung neuer elektrochirurgischer Instrumente unter Ausnutzung der durch solche Verfahren vorgesehenen Vorteile.
Zwei Hauptnachteile bisher bekannter elektrochirurgischer Geräte sind der Koagulumaufbau auf der Arbeitsfläche des Instruments und das Festkleben des Gewebes an der Arbeitsfläche des Geräts. Die Anmelder stellten fest, daß diese beiden Probleme aus der Lehre bisher bekannter Geräte resultieren, daß es wünschenswert sei, Spannungswellenformen mit hoher Spannung und niedrigem Strom und großen Scheitelfaktoren zu verwenden, um eine elektrische Lichtbogenbildung an den Instrumentenelektroden zu erzeugen. Beispielsweise merkt die US-A-4969885 an, daß effektiv 150 Volt erforderlich sind, um eine elektrische Lichtbogenbildung zum hämostatischen Schneiden von Gewebe zu erreichen. Die durch die Anmelder bestimmte Lösung des Problems von Koagulumaufbau und Festkleben besteht darin, von dem für bisher bekannte Geräte typischen Wellenformen mit hoher Spannung und niedriger Leistung je Zyklus abzukommen und solche mit geringerer Spannung und höherer Leistung je Zyklus sowie einem Scheitelfaktor nahe eins zu verwenden. Anstelle des Einsatzes eines Stromlichtbogens zum Schneiden von Gewebe beruht die Erfindung auf der Verwendung von Gewebe durchlaufendem Strom, um das Gewebe zu erwärmen und auszutrocknen, wodurch ein blutloses Schneiden des Gewebes mit einer mechanisch scharfen Kante erleichtert wird.
Anhand von Fig. 2 folgt eine Beschreibung eines schematischen Diagramms zur Darstellung der Impedanzänderung gegenüber dem Stromfluß als Funktion der Temperatur für typisches Körpergewebe gemäß den Beobachtungen, die die Anmelder in ihren Untersuchungen machten. Körperflüssigkeiten, z. B. solche, die Gewebe umgeben und in ihm enthalten sind, weisen vorwiegend Wasser und verschiedene Salze auf. Wirkt Wärme auf Gewebe, geht man davon aus, daß die in den Körperflüssigkeiten enthaltenen Salze dissoziieren, wodurch die elektrische Impedanz des Gewebes sinkt (Bereich A). Bei Erwärmung von Wasser dehnt es sich aus und bewirkt, daß Zellwände reißen, wodurch diese Sperren für eine Ionenbewegung wegfallen und die Gewebeimpedanz weiter sinkt. Durch fortgesetzte Gewebeerwärmung entwickelt sich Dampf, der zunächst die Leitung durch Zerreißen von Zellwänden verbessert, danach aber einen Impedanzanstieg bewirkt, wenn das Wasser wegkocht, was zum Austrocknen des Gewebes führt (Bereich B). Sobald das Wasser weggekocht ist, bewirkt eine weitere Erwärmung des Gewebes, daß es verkohlt oder verschmort, was zu einem gewissen Impedanzrückgang führt.
Anhand ihrer Untersuchungen stellten die Anmelder fest, daß brauchbare Hämostase und hämostatisches Schneiden erreicht werden können, indem elektrochirurgische Instrumente in den Bereichen A und B von Fig. 2 betrieben werden. In diesen Bereichen führt das Anlegen einer im wesentlichen konstanten Spannung zunächst zu steigenden Strömen, wenn sich das Gewebe erwärmt, und dann zur Austrocknung des Gewebes, wenn ein Teil der Zellflüssigkeiten wegkocht.
Der Betrieb eines elektrochirurgischen Instruments im Regime B ist besonders zum Abtrennen des Gewebes mit einer mechanisch scharfen Kante nützlich, da der sich entwickelnde Dampf dazu dient, das Gewebe durch Aufreißen der Zellwände der das Gewebe bildenden Zellen zu schwächen. Ferner hat der Betrieb des elektrochirurgischen Instruments in diesem Regime eine selbstbegrenzende Wirkung. Bei im wesentlichen konstanter Spannungseingabe verringert die steigende Impedanz des austrocknenden Gewebes den Strom, so daß je nach Spannungspegel die Gewebetemperatur ein thermisches Gleichgewicht bei einer Temperatur unterhalb jener erreicht, bei der es zum Verschmoren kommt.
Bisher bekannte elektrochirurgische Geräte arbeiten zumeist im Bereich C von Fig. 2 und verwenden Wellenformen mit hohen Spitze-zu-Spitze-Spannungen, die einen elektrischen Lichtbogen zum Bewirken von Hämostase und zum Schneiden von Gewebe erzeugen. Normalerweise gehören zum Lichtbogen Temperaturen von mehreren tausend Grad, so daß er bewirkt, daß das Gewebe den Lichtbogen aufnimmt, um schnell die Bereiche A und B zu durchlaufen, was zu Verschmoren im Bereich C führt. Daher läßt die durch solche Geräte bewirkte, fast unverzögerte Austrocknung das Gewebe leichter am Instrument festkleben.
Die Anmelder stellten fest, daß auch bei Nichtbeobachtung einer elektrischen Lichtbogenbildung, z. B. bei relativ niedrigen Spannungen, breite Schwankungen der angelegten Spitze-zu-Spitze-Spannung zu unerwünschtem Festkleben und Koagulumaufbau führen können. Daher stellten die Anmelder fest, daß die Verwendung von Spannungswellenformen mit einem Verhältnis von Spitzenspannung zu Effektivspannung (Spannungseffektivwert), d. h., einem "Scheitelfaktor", nahe eins die Tendenz verringert, daß Spannungsschwankungen bewirken, daß sich Koagulum aufbaut. Beispielsweise hat eine Rechteckwelle einen Scheitelfaktor eins, während eine reine Sinuswelle einen Scheitelfaktor 1,41 hat. Von den Anmeldern wurde beobachtet, daß eine Rechteckwelle mit einer Spitzenspannung unter effektiv 130 Volt zu guter Hämostase führt, ohne daß es zu merklichem Festkleben oder Koagulumaufbau kommt.
In Untersuchungen stellten die Anmelder fest, daß der Umfang des Festklebens und Koagulumaufbaus direkt mit der an das elektrochirurgische Instrument angelegten Spitze-zu-Spitze-Spannung zusammenhängt: je höher die Spannung Spitze-zu- Spitze ist, um so schneller und hartnäckiger ist der Koagulumaufbau. Außerdem gilt für eine bestimmte Scheitelspannung, daß mit größerem Scheitelfaktor der Spannungswellenform der Koagulumaufbau schneller verläuft. In einer Untersuchung mit einer bipolaren elektrochirurgischen Schere von 17,8 cm (7 Inch), die von den Anmeldern entwickelt wurde, wurden die in Tabelle I gezeigten Werte für frisches Beefsteak als Funktion von Spannungspegels und Wellenform erhalten. Tabelle I
"Anzahl der Schnitte" ist jene Anzahl von Schnitten, die im Gewebe vorgenommen werden konnte, bevor der zugeführte Strom um 85 % sank, d. h., bis zu dem Punkt, an dem die Elektroden so mit Koagulum überzogen waren, daß sie keine wirksame Hämostase mehr bildeten. Die Anmelder stellten fest, daß für ein Rechteckwellen-Spannungssignal von 80 Volt (effektiv) 50 Schnitte im Gewebe ohne meßbaren Rückgang des gemessenen Stroms vorgenommen werden konnten. In weiteren ähnlichen Prüfungen beobachteten die Anmelder, daß die Verwendung einer Rechteckwelle mit effektiv 85 Volt äußerst zufriedenstellende Hämostase zeigt, indes eine Sinuswelle mit 85 Volt (119 Volt Spitze) Festkleben und nur begrenzte Hämostase verursacht.
Die Vorrichtung der Erfindung eignet sich besonders gut zur Verwendung mit dem in der US-A-4232676 beschriebenen elektrochirurgischen Skalpell. Wenngleich diese Patentschrift die Verwendung niedriger Spannungen beschreibt, so daß keine Lichtbogenbildung erzeugt wird, war das in ihr beschriebene Gerät kommerziell nicht erfolgreich, da es auch von Koagulumaufbau und Festkleben betroffen war. Erwartet wird, daß eine Verwendung eines gemäß dieser Patentschrift aufgebauten Instruments, das mit dem Spannungs-, Strom- und Wellenformregime der vorliegenden Erfindung betrieben wird, äußerst zufriedenstellende Ergebnisse liefert. Den Anmeldern zufolge ist es die Einsicht in die Bedeutung des Scheitelfaktors sowie die im folgenden beschriebenen Ausgangsimpedanzkennwerte der Stromversorgung, die den Erfolg ausmachen, der nunmehr mit den Instrumenten nach Herczog erreicht werden kann.
Mit erneutem Bezug auf Fig. 2 wird ein weiterer Aspekt der Bedeutung des Scheitelfaktors beschrieben. Von den Anmeldem wurde beobachtet, daß es zur Förderung wirksamer Hämostase bei einem Gerät mit einer mechanisch scharfen Kante wünschenswert ist, das Gewebe schnell durch den Bereich A hindurch zu erwärmen. Bei einer Stromversorgung mit einer Spitzenausgangsspannung von 100 Volt führt eine Rechteckwelle die vollen 100 Volt zum Gewebe, während eine Sinuswelle effektiv nur 71 Volt in der gleichen Zeitdauer anlegt. Da der Wärmeeintrag in das Gewebe etwa V²/R beträgt, liefert das Anlegen der Rechteckwelle im Mittel die doppelte Leistung einer Sinuswelle unter Annahme konstanter Gewebeimpedanz. Folglich heizt die Rechteckwelle das Gewebe schneller auf, so daß das chirurgische Instrument eine unverzögerte hämostatische Wirkung haben und mit ihm unverzögert geschnitten werden kann.
Gemäß Fig. 3 besteht ein weiterer Aspekt der Erfindung darin, im wesentlichen konstante Spannung zum elektrochirurgischen Instrument unter Verwendung einer Stromversorgung zu führen, die eine Ausgangsimpedanz von nur wenigen Ohm, allgemein höchstens 20 Ohm, hat. Ist die Ausgangsimpedanz der Stromversorgung kleiner als die des Gewebes, fällt die Spannungsausgabe durch die Stromversorgung nicht bei Belastung und steigt auch nicht zu stark als Reaktion auf erhöhte Lastimpedanz an. Dagegen ist die Leistungsabgabe an das Gewebe nach V²/R primär eine Funktion der vom Benutzer gewählten Ausgangsspannung und des Gewebewiderstands und nicht der Impedanzanpassung zwischen Quelle und Last. Außerdem haben zur Verwendung mit der Stromversorgung der Erfindung geeignete elektrochirurgische Instrumente relativ niedrige Impedanzen. Beispielsweise hat die Schere mit 17,8 cm (7 Inch), die verwendet wurde, um die Daten von Tabelle 1 zu erhalten, eine Impedanz von etwa 16 Ohm.
Normalerweise sind bisher bekannte elektrochirurgische Generatoren so gestaltet, daß sie Leistung zu einem Instrument mit einer Impedanz im Bereich von 100 bis 400 Ohm abgeben. Typisch für solche herkömmlichen Stromversorgungen ist, daß sie eine Ausgangsimpedanz von mindestens 200 Ohm sowie schlecht regulierte Spannungen haben. Gemäß Fig. 2 in Verbindung mit Fig. 3 wird beobachtet, daß bei steigender Gewebeimpedanz während des Austrocknens (Bereich C) auch die Ausgangsspannung einer typischen Stromversorgung aufgrund der zu solchen Stromversorgungen gehörenden großen Ausgangsimpedanz steigt. Dieser Ausgangsspannungsanstieg führt zu erhöhter Leistungsabgabe an das Gewebe, was Tiefe und Ausmaß des Verschmorens vorantreibt. Außerdem fördert ein solches Verhalten Festkleben, Koagulumaufbau und Gewebenekrose, d. h., Probleme, die bei den erfindungsgemäß aufgebauten Stromversorgungen wesentlich verringert sind. Leistungskennwerte für einige bisher bekannte elektrochirurgische Generatoren sind in Tabelle II gezeigt und entstammen der Produktliteratur zu diesen Generatoren oder "Health Devices", September/Oktober 1987, "Waveform Measurement Results", Seiten 310 bis 311, veröffentlicht von ERCI, Plymouth Meeting, Pennsylvania. Tabelle II
¹ Ausgangsimpedanz bei Spitzenleistungsausgabe in Ohm.
² Spannung Spitze-zu-Spitze ist die maximale Leerlaufspannung in Volt Spitze-zu-Spitze im monopolaren Schnittmodus.
³ Max. Leistung ist die maximale Leistungsausgabe im bipolaren Schnittmodus in Watt.
Wenngleich Tabelle II nicht allumfassend sein soll, stellt sie doch allgemein die Leistungskennwerte bisher bekannter elektrochirurgischer Generatoren dar. Von besonderem Interesse sind die Spannungswellenformen, hohen Leerlaufspannungen, hohen Ausgangsimpedanzen und geringen Leistungsausgaben dieser Geräte im Vergleich mit der Stromversorgung der Erfindung.
Aus Tabelle II geht hervor, daß keiner der aufgeführten elektrochirurgischen Generatoren eine andere Wellenform als eine sinusförmige liefert. Ferner erzeugt jeder dieser bisher bekannten Generatoren hohe Ausgangsspannungspegel Spitze-zu- Spitze bei hohen Ausgangsimpedanzen, die leicht zum Verschmoren von Gewebe führen.
Als Beispiel dienende Verfahren zur Verwendung der Vorrichtung der Erfindung weisen den Schritt der Zuführung von Wechselstrom zu elektrochirurgischen Instrumenten auf, um Hämostase im Gewebe ohne die bei bekannten Geräten auftretenden Probleme mit Koagulumaufbau und Festkleben zu bewirken. Erfindungsgemäß erfolgt die Elektrochirurgie unter Verwendung von Instrumenten mit Elektroden zum Zuführen eines hochfrequenten Stroms zu Gewebe ohne Lichtbogenbildung, wodurch das Gewebe ausgetrocknet und geschwächt wird, wenn Hämostase bewirkt werden soll. Soll außerdem Gewebe geschnitten werden, sind mechanisch scharfe Kanten an den Instrumenten zum Abtrennen des ausgetrockneten Gewebes vorgesehen. Die Verfahren weisen die folgenden Schritte auf:
(a) Bereitstellen eines chirurgischen Instruments mit einer Elektrode;
(b) Verbinden der Elektrode mit einer WS-Versorgung;
(c) Auswählen und Aufrechterhalten eines im wesentlichen konstanten Ausgangsspannungspegels, der unabhängig von der Lastimpedanz ist, wobei die Wechselspannungswellenform (WS- Wellenform) einen Scheitelfaktor nahe eins hat; und
(d) Plazieren der Elektrode in elektrischen Kontakt mit dem Gewebe, so daß Wechselstrom das Gewebe ohne Lichtbogenbildung durchläuft, um das Gewebe teilweise auszutrocknen und Hämostase zu bewirken.
Soll zusätzlich zum Bewirken von Hämostase Gewebe abgetrennt werden, kann eine mechanisch scharfe Kante am chirurgischen Instrument vorgesehen sein, um das teilweise ausgetrocknete Gewebe abzutrennen. Wichtig ist, daß die Verwendung der Spannungswellenformen mit niedrigem Scheitelfaktor der Erfindung der Anmelder hohe Leistungseintragsraten in das Gewebe je Wellenformzyklus ermöglichen, so daß die Blutgefäße im Gewebe gleichzeitig mit dem Schneiden des Gewebes koaguliert werden können. Die Anmelder stellten fest, daß für die zuvor anhand von Tabelle 1 genannte Schere mit 17,8 cm (7 Inch) und je nach Vaskularität des geschnittenen Gewebes Strompegel bis zu 7 Ampere (die bis zu 700 W Leistung liefern) angelegt werden können, um Hämostase und Schneiden gleichzeitig und mit geringem Koagulumaufbau zu erreichen.
Ferner weist ein als Beispiel dienendes Verfahren den Schritt des Bereitstellens einer Stromversorgung mit einer niedrigen Ausgangsimpedanz auf, um die selbstbegrenzende Spannungsregulierung vorzusehen, die zuvor anhand von Fig. 3 beschrieben wurde. Ein solches Verfahren zur hämostatischen Durchführung der Elektrochirurgie unter Verwendung einer Wellenform mit niedrigem Scheitelfaktor, geringer Spannung und hoher Leistung je Zyklus ist auf eine große Anzahl elektrochirurgischer Geräte anwendbar. Von den Anmelder wird erwogen, daß ihre Erfindung erfolgreich auf die von Herczog in der US-A-4232676 beschriebene elektrochirurgische Skalpellklinge, die bipolare Zange und den bipolaren Greifer von Fig. 4 und 5 sowie andere Arten bipolarer elektrochirurgischer Instrumente angewendet werden kann.
Anhand von Fig. 4A und 4B wird eine bipolare Zange 20 beschrieben, die zur Verwendung mit der Vorrichtung der Erfindung geeignet ist. Die Zange 20 weist gegenüberliegende Halteteile 21 und 22 auf, die gelenkig an einem Gelenk 23 verbunden sind. Die proximalen Enden der Halteteile 21 und 22 bilden einen Griff 24, wobei jedes Halteteil 21 und 22 ein Loch für den Daumen oder Finger des Chirurgen hat. Die Halteteile 21 und 22 können sich bei Betätigung des Griffs 24 durch eine herkömmliche Zangenbewegung so bewegen, daß sich die distalen Enden 25 und 26 der Halteteile schließen, um dazwischen angeordnetes Gewebe zu ergreifen. Jedes der Halteteile 21 und 22 hat einen Anschluß 27, um die Elektrodenabschnitte 28 und 29 am distalen Ende der Zange an Spannung zu legen. Jedes der Halteteile 21 und 22 kann einen Isolierüberzug 31, z. B. aus Aluminiumoxid, haben, der auf seiner Oberfläche angeordnet ist, um einen Kurzschluß zwischen den Halteteilen zu verhindern, wenn die Elektroden 28 und 29 spannungsführend sind.
Das Gelenk 23 der Zange 20 ist aus einem starren elektrisch isolierenden Material aufgebaut, z. B. aus Aluminiumoxid, Zirconiumoxid oder Keramik, und weist eine elektrisch isolierende Scheibe 31 auf, die zwischen den Halteteilen 21 und 22 zur weiteren Kurzschlußverhütung angeordnet ist. Bei geschlossener Zange berühren sich die Elektroden 28 und 29 nicht.
Anhand von Fig. 5 wird ein hämostatischer bipolarer Greifer 40 beschrieben. Der Greifer weist Halteteile 41 und 42 auf, die an einer Verbindung 43 durch eine Platte 44 aus einem elektrisch isolierenden Material miteinander verbunden sind. Die Platte 44 und Anschläge 45 weisen ein elektrisch isolierendes Material auf, das zur elektrischen Isolation der Halteteile 41 und 42 dient. Die Anschläge 45 sind so angeordnet, daß sie eine gegenseitige Berührung der distalen Enden des Greifers verhindern, wenn die Zangenteile geschlossen sind. Ein solcher Greifer ist z. B. in der US-A-3685518 beschrieben.
Bipolare elektrochirurgische Instrumente, z. B. die gemäß Fig. 4 und 5, können in Verbindung mit der Stromversorgung der Erfindung verwendet werden. Gemäß der vorstehenden Beschreibung führt die Stromversorgung der Erfindung WS-Wellenformen mit niedriger Spannung, hoher Leistung und geringem Scheitelfaktor zum Instrument und enthält einen Schaltungsaufbau zum Einstellen der Größe der Ausgangsspannung. Außerdem ist die Stromversorgung der Erfindung durch hohe Wirksamkeit und geringe Verlustleistung gekennzeichnet, weshalb eine kompakte Konfiguration verwendet werden kann.
Gemäß Fig. 6 steuert eine Stromversorgung 50 elektrochirurgische Instrumente über einen Ausgangsleistungsanschluß 54 an. Das Ausgangsleistungssignal wird zum Ausgangsanschluß 54 durch einen Leistungsinverter 55 geführt. Der Inverter 55 übernimmt eine hochfrequente WS-Wellenform mit geringer Leistung von einem Generator 53. Gemäß den Erfindungsgrundsätzen hat diese WS-Wellenform geringer Leistung einen Scheitelfaktor nahe eins, allgemein unter etwa 1,10, und ist vorzugsweise eine Rechteckwelle. Der Generator 53 liefert dieses Ansteuerungssignal mit einer festen Spannung und mit einer Frequenz, die vorzugsweise höher als 100 kHz ist, um unerwünschte neuromuskuläre Stimulation im Patienten zu verhindern. Der Generator 53 liefert die Spannungswellenform mit dem Scheitelfaktor und der Frequenz, die an das elektrochirurgische Instrument angelegt wird, während ein Modulator 52 und der Inverter 55 die Amplitude der resultierenden Wellenform einstellen.
Der Modulator 52 stellt Gleichspannungen bereit, die von einem niedrigen Pegel auf einen hohen Pegel variiert werden können. Die durch den Modulator 52 zugeführte Spannung wird durch ein Steuersignal bestimmt, das über einen Steuereingangsanschluß 51 empfange wird. Der Modulator 52 verwendet eine interne selbstschwingende Schaltung, die Signale erzeugt, die vorzugsweise eine Schwingfrequenz im Bereich von 40 bis 100 kHz haben. Bei über 100 kHz sinkt die Wirksamkeit des Geräts, während bei unter 40 kHz störende hörbare Nebengeräusche erzeugt werden. Der Inverter 55 gibt eine Spannung ab, die anhand der durch den Modulator 52 zugeführten Spannung in einem vorbestimmten Verhältnis transformiert ist. Als Reaktion auf das Ansteuerungssignal mit der WS-Rechteckwelle vom Generator 53 legt der Inverter 55 die transformierte Ansteuerungsspannung an das elektrochirurgische Gerät als Rechteckwelle an. Dem Fachmann werden akzeptable interne Konfigurationen des Generators 53 und Inverters 55 deutlich sein, weshalb die Einzelheiten dieser Komponenten keinen Bestandteil der Erfindung bilden.
Anhand von Fig. 7 wird eine Ausführungsform des Schaltungsaufbaus des Modulators 52 beschrieben. Ein Schalter 60 ist eine vereinfachte Darstellung des Abschnitts des Schaltungsaufbaus, der selbstschwingend ist. Ein Spannungszufuhrknoten 61 kommuniziert mit einer Stromversorgungsspannung, die über einen Anschluß 71 gemäß Fig. 8 empfangen werden kann. Im Betrieb schwingt der Schalter 60 zwischen einem leitenden Zustand und einem nichtleitenden Zustand mit einer Einschaltdauer, die auf der Grundlage des gewünschten Spannungspegels ausgewählt ist, der zum verwendeten Instrument zu führen ist. Strom fließt vom Spannungszufuhrknoten 61 über einen Induktor 62 zum Modulatorausgang 63, wenn der Schalter 60 geschlossen ist. Beim öffnen des Schalters 60 wird der Strom über den Induktor 62 zum Modulatorausgang 63 von einem Masseanschluß 64 über eine Gleichrichterklemmdiode 65 abgezogen. Ferner ist bei geöffnetem Schalter 60 die Spannung am Spannungszufuhrknoten 61 von einem Umschaltknoten 66 isoliert. Dadurch erzeugt die Schwingung des Schalters 60 eine Folge von Rechteckimpulsen am Knoten 66. Der Induktor 62, der als Energiespeicherinduktor betrachtet werden kann, erzeugt eine genau definierte GS-Spannung am Modulatorausgang 63 durch Energiespeicherung in seinem Magnetfeld, wenn der Schalter 60 geschlossen ist, und ihre Rückgabe, wenn der Schalter 60 geöffnet ist. Die zum Modulatorausgangsanschluß 63 geführte Spannung ist das GS-Mittel der Rechteckimpulse am Umschaltknoten 66, so daß durch Variieren der Einschaltdauer des Schalters 60 die zum Inverter 55 (siehe Fig. 6) geführte Spannung gesteuert werden kann. Die Auswahl des Induktors 62 braucht nicht auf einer Energiespeicherforderung zu beruhen, sondern kann auf der an den Schalter 72 angelegten Strombeanspruchung sowie dem zulässigen Wechselanteil der Spannung am Modulatorausgangsanschluß 63 basieren.
Anhand von Fig. 8 wird der Schaltungsaufbau einer ersten Ausführungsform des Modulators 52, d. h., ein Modulator 70, beschrieben. Im Betrieb wirkt ein Transistor 72 als Schalter, der abwechselnd schließt, um einen leitenden Weg vom Spannungszufuhrknoten 61 zum Umschaltknoten 66 vorzusehen, und öffnet, um diesen Stromfluß zu unterbrechen. Der Anschluß 71 ist mit einer GS-Versorgung verbunden, die eine herkömmliche GS-Versorgung sein kann, die z. B. mit 30 V GS arbeitet. Einen Induktor 73 durchlaufender Strom fließt durch den Transistor 72 oder lädt Kondensatoren 74 und 75. Die in den Kondensatoren 74 und 75 gespeicherte Ladung bildet eine leicht verfügbare Stromquelle, wenn sich der Transistor 72 einschaltet, wodurch ein schneller Übergang von niedrigem zu hohem Strom am Umschaltknoten 66 erfolgt. In Kombination bilden der Induktor 73 sowie die Kondensatoren 74 und 75 ein Eingangsfilter, das den Modulator 70 von anderen Schaltungsaufbauten entkoppelt, wodurch eine Fortpflanzung von Streufrequenzen in der Schaltungssymmetrie verhindert wird.
Die Schwingung des Transistors 72 wird durch einen Transistor 76 angesteuert. Ist der Transistor 76 eingeschaltet, fließt Strom durch einen Widerstand 77 und durch die Basis eines Transistors 78. Danach schaltet sich der Transistor 78 ein und erzeugt einen Kollektorstrom, der in die Basis des Transistors 72 fließt. Eine in einem Kondensator 79 gespeicherte Ladung wird zur Basis des Transistors 78 geführt, wodurch seine Einschaltzeit verringert wird. Ist der Transistor 72 eingeschaltet, wird die Spannung am Spannungszufuhrknoten 61 zum Umschaltknoten 66 weitergeleitet. Das Vorhandensein dieser Spannung am Umschaltknoten 66 bewirkt, daß ein schnell steigender Strom in die Basis des Transistors 76 über einen Widerstand 80 fließt. Mit steigenden Emitterstrom des Transistors 76 erhöht sich der Spannungsabfall über einem Widerstand 81, und ein Kondensator 82 lädt sich auf, was das Potential an einem Knoten 83 erhöht. Die Spannung am Knoten 83 steigt, bis der Spannungsabfall zwischen einem Knoten 84 und dem Knoten 83 unzureichend ist, um den Transistor 76 im Einschaltzustand zu halten. Beim Ausschalten des Transistors 76 ist der Stromfluß über den Widerstand 77 blockiert. Ein Widerstand 85 und 86 entladen schnell die Basis-Emitter-Übergänge der Transistoren 72 bzw. 78. Zum schnellen Ausschalten des Transistors 78 trägt ferner eine Schottky-Diode 87 bei, die verhindert, daß der Transistor 78 im Einschaltzustand gesättigt wird.
Bei ausgeschaltetem Transistor 72 wird die Spannung am Zufuhrknoten 61 nicht mehr zum Umschaltknoten 66 weitergeleitet. Bricht das Magnetfeld im Induktor 62 zusammen, wird Strom durch die Klemmdiode 65 abgezogen. Dadurch verringert sich die Spannung am Umschaltknoten 66 auf einen Wert von einem Diodenabfall unter Masse. An diesem Punkt entlädt sich die im Kondensator 82 gespeicherte Ladung über die Widerstände 81 und 88. Ist die Spannung am Knoten 83 ausreichend gefallen, schaltet sich der Transistor 76 wieder ein und wiederholt den Zyklus. Auf diese Weise ist der Schaltungsaufbau des Modulators 70 selbstschwingend. Eine lineare Betriebsart wird infolge der durch den Widerstand 80 zugeführten Hysterese verhindert, was zu einer Spannungsänderung an der Basis des Transistors 76 von etwa 0,1 Volt führt.
Wie zuvor erwähnt wurde, stellt die Ausgangsspannung am Modulatorausgang 63 ein Mittel der am Umschaltknoten 66 vorhandenen WS-Spannung dar. Ist daher die Einschaltdauer der Spannungsschwingungen am Knoten 66 hoch, ist auch die GS-Ausgangsspannung am Modulatorausgang 63 hoch. Ähnlich sinkt bei verringerter Einschaltdauer die Ausgabe entsprechend. Die Einschaltdauer der durch den Schaltungsaufbau des Modulators 70 erzeugten Schwingungen wird durch den Spannungspegel des an den Steuereingangsanschluß 51 angelegten Steuerspannungssignals bestimmt. Ist die Steuerspannung relativ hoch, benötigt der Kondensator 82 eine beträchtliche Ladeperiode, bevor die Spannung am Knoten 83 ausreichend steigt, um den Transistor 76 auszuschalten. Dies erzeugt eine relativ große Einschaltdauer, da der Transistor 72 länger eingeschaltet bleibt. Liegt dagegen die an den Steuereingangsanschluß 51 angelegte Steuerspannung am unteren Ende dieses Bereichs, bleibt der Transistor 76 nicht so lange eingeschaltet oder schaltet sich womöglich gar nicht ein. Somit läßt sich die GS-Ausgangsspannung, die über den Modulatorausgang 63 zum Inverter 55 geführt wird, stufenlos innerhalb des Spannungsbereichs zwischen der Spannung am Masseanschluß 65 und der Spannung am Spannungszufuhrknoten 61 als Reaktion auf den Wert der Steuerspannung am Steuereingangsanschluß 51 auswählen.
Anhand von Fig. 9 wird der Schaltungsaufbau einer alternativen Ausführungsform des Modulators 52, d. h., ein Modulator 90, beschrieben. Der Modulator 90 weist einen Vergleicher 91 auf, um die Schaltungsstabilität gegenüber der mit der Schaltung von Fig. 8 erreichbaren zu verbessern. Der Vergleicher 91 wird über ein Stromversorgungsfilter gespeist, das einen Stromversorgungs-Umgehungskondensator 92 und einen Entkoppelwiderstand 93 aufweist, um den Vergleicher 91 von Spannungsschwankungen am Spannungszufuhrknoten 61 zu isolieren.
Außerdem hat der Modulator 90 einen Pull-up-Widerstand 94 für den Transistor 76. Ferner unterdrückt ein Leistungsausgangs- Filterkondensator 95 Spannungswelligkeiten am Modulatorausgang 63.
Im Betrieb ähneln sich der Modulator 90 und der Modulator 70. Ist ein Ausgang 91a des Vergleichers 91 hochpeglig, fließt Strom in die Basis des Transistors 76, wodurch er eingeschaltet wird und Strom durch den Widerstand 77 und die Basis des Transistors 78 fließen kann. Beim Einschalten des Transistors 78 erzeugt dieser einen Kollektorstrom, der in die Basis des Transistors 72 fließt, wodurch der Transistor 72 eingeschaltet wird. Dadurch wird die Spannung am Spannungszufuhrknoten 61 zum Umschaltknoten 66 weitergeleitet. Das Vorliegen dieser Spannung am Umschaltknoten 66 bewirkt, daß Spannungsteilerwiderstände 97 und 98 eine positive Spannung zu einem invertierenden Eingang 99 des Vergleichers 91 liefern.
Bestimmt durch das Verhältnis der Widerstandswerte der Widerstände 97 und 98 ist die zum invertierenden Eingang 99 geführte Spannung größer als die Steuersignalspannung, die zu einem nichtinvertierenden Eingang 100 des Vergleichers 91 vom Steuereingangsanschluß 51 über einen Widerstand 89 geführt wird. Nach Entladung eines Kondensators 101 bewirkt daher das Vorliegen einer höheren Spannung am invertierenden Eingang 99 als am nichtinvertierenden Eingang 100, daß der Vergleicher 91 ein Tiefpegelsignal ausgibt, was den Transistor 76 ausschaltet. Ein Widerstand 102 sieht Hysterese so vor, daß die Spannungsdifferenz zwischen dem invertierenden Eingang 99 und nichtinvertierenden Eingang 100 einen Schwellwert übersteigen muß, bevor sich der Ausgangszustand des Vergleichers 91 umkehrt, wodurch die Stabilität des Modulators 90 erhöht wird.
Durch Ausschalten des Transistors 76 wird der Stromfluß zur Basis des Transistors 78 unterbrochen, wodurch die Transistoren 78 und 72 ausgeschaltet werden. Die Widerstände 85 und 86 entladen schnell die Basis-Emitter-Übergänge der Transistoren 78 bzw. 72. Zum schnellen Ausschalten des Transistors 78 trägt ferner die Schottky-Diode 87 bei, die verhindert, daß der Transistor 78 im Einschaltzustand gesättigt wird.
Wie für den Modulator 70 gilt beim Modulator 90, daß bei ausgeschaltetem Transistor 72 die Spannung am Spannungszufuhrknoten 61 nicht zum Umschaltknoten 66 weitergeleitet wird. Bricht das Magnetfeld des Induktors 62 zusammen, wird Strom über die Klemmdiode 65 abgezogen. Dadurch verringert sich die Spannung am Umschaltknoten 66 auf einen Wert von einem Diodenabfall unter Masse. Geschieht dies, übersteigt das Steuerspannungssignal am Steuereingangsanschluß 51 die Spannung, die zum invertierenden Eingang 99 durch die Spannungsteilerwiderstände 97 und 98 geführt wird. Nach Entladung des Kondensators 101 über den Widerstand 98 führt der Vergleicher 91 erneut ein hochpegliges Ausgangssignal zum Transistor 76, was den Zyklus wiederholt. Die Einschaltdauer des Modulators 90 und damit die GS-Ausgangsspannung am Modulatorausgang 63 wird durch den Pegel des Spannungssteuersignals am Steuereingangsanschluß 51 gesteuert. Eine höhere Spannung am Eingangsanschluß 51 lädt den Kondensator 101 stärker in der Ausschaltperiode des Transistors 72 auf. Diese größere Ladung bewirkt eine längere Verzögerung beim Umschalten des Vergleichers 91 von einem hochpegligen Ausgangszustand auf einen tiefpegligen Ausgangszustand, wodurch jener Abschnitt des Zyklus verlängert wird, in dem der Transistor 72 eingeschaltet ist und die Spannung am Knoten 61 zum Umschaltknoten 66 weitergeleitet wird. Ist folglich das Steuersignal höher, so ist auch die GS-Ausgangsspannung am Modulatorausgang 63 höher.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der Inverter 55 ein Gegentaktverstärker mit zwei Transistoren und einem einzelnen Transformator. Der Generator 53 beruht auf einem Rechteckwellengenerator als integrierte Schaltung zum Bereitstellen einer Ansteuerungsrechteckwelle von 0 bis 12 V bei 400 kHz. Beispielsweise kann ein Bauelement 3825IC verwendet werden, das von der Firma Unitrode Integrated Circuits Corporation, Merrimac, New Hampshire, beziehbar ist. Die Stromversorgungsspannung, die zum Spannungszufuhrknoten 61 geführt wird, beträgt 30 V GS, und für den Masseanschluß 64 wird Massepotential beibehalten. Ferner hat der Induktor 62 eine Induktivität von 280 µH, und die Diode 65 ist eine allgemeine schnelle Gleichrichterdiode FR604. Das an den Eingangsanschluß 51 angelegte Steuerspannungssignal liegt im Bereich von 0 bis 5 V.
In der Ausführungsform des Modulators 70 von Fig. 8 ist der Transistor 72 ein npn-Leistungstransistor PN 2SC3281, erhältlich von der Firma Motorola Corporation, Schaumburg, 11linois, der Transistor 76 ist ein allgemeiner npn-Signaltransistor 2N2222, und der Transistor 78 ist ein pnp-Leistungstransistor Motorola PN 25A1306B. Die Kondensatoren 74, 75, 79 und 82 haben Kapazitäten von 1 µF, 220 µF, 0,03 µF bzw. 0,2 µF. Die Widerstände 77, 80, 81, 85, 86, 88 und 89 haben Widerstandswerte von 1 kΩ, 62 kΩ, 100 Ω, 20 Ω, 120 Ω, 620 Ω bzw. 1 kΩ. Der Induktor 73 hat eine Induktivität von 18 µH, und die Schottky-Diode 87 ist ein allgemeines Bauelement 1N8519 und hat eine Rückwärtsdurchschlagspannung von 40 V.
In einer bevorzugten Ausführungsform des Modulators 90 von Fig. 9 ist der Transistor 72 ein npn-Leistungstransistor Motorola PN 25C3281, der Transistor 76 ist ein allgemeiner npn-Signaltransistor 2N2222, und der Transistor 78 ist ein pnp-Leistungstransistor Motorola PN 2SA1306B. Die Kondensatoren 92, 95 und 101 haben Kapazitäten von 100 µF, 100 µF bzw. 0,1 µF. Die Widerstände 77, 85, 86, 89, 93, 94, 97, 98 und 102 haben Widerstandswerte von 1 kΩ, 27 Ω, 51 Ω, 1 kΩ, 100 Ω, 30 kΩ, 12 kΩ, 2 kΩ bzw. 300 kΩ. Die Schottky-Diode 87 ist ein allgemeines Bauelement 1N8519 und hat eine Rückwärtsdurchschlagspannung von 40 V, und der Vergleicher 91 kann z. B. vom Typ LM363 sein, beziehbar von der Firma National Semiconductor Corporation, Santa Clara, California.
Die Ausführungsformen des Modulators 70 und Modulators 90 bilden eine Stromversorgung mit einem Wirkungsgrad von mindestens etwa 80 %. Dieser hohe Wirkungsgrad führt zu geringer Verlustleistung, wodurch die Stromversorgung eine Spitzenleistung von 750 W erzeugen kann, während sie ein Volumen von etwa 8" x 5" x 2" einnimmt. Sowohl der Modulator 70 als auch der Modulator 90 arbeiten "mit offener Schleife", d. h., ohne Notwendigkeit eines Rückführungssignals zur Stabilisierung der Ausgabe.
Die zuvor beschriebenen Stromversorgungen liefern eine Wellenform mit einer Ausgabe, die eine Wellenform an den Elektroden des chirurgischen Instruments mit einer Effektivspannung im Bereich von 10 bis 130 V, einem Scheitelfaktor unter 1,10 und einer Frequenz bereitstellen kann, die vorzugsweise im Bereich von 400 kHz liegt. Außerdem haben diese Stromversorgungen niedrige Ausgangsimpedanzen, allgemein unter 20 Ohm, und können bis zu 7 Ampere Strom (etwa 700 W) je nach Art des verwendeten elektrochirurgischen Instruments und der spezifischen Betriebsbedingungen liefern.
Da der Schaltungsaufbau der Erfindung "starr" ist, d. h., da sich die Ausgangsspannung nicht wesentlich gegenüber der angetroffenen Lastimpedanz ändert, ist für die Vorrichtung keine Spannungsrückführung erforderlich. Im Gegensatz zu bekannten elektrochirurgischen Generatoren, in denen ein Spannungsrückführungssignal zur Regulierung der Ausgangsspahnung abgeleitet wird, kommt daher kein solcher Rückführungsschaltungsaufbau in den gemäß den Grundsätzen der Erfindung aufgebauten Stromversorgungen zum Einsatz.
Anhand von Fig. 10 wird eine Nachrüstschaltung beschrieben, mit der mehrere der bisher bekannten, in Tabelle II aufgeführten elektrochirurgischen Generatoren erfindungsgemäß verwendet werden können. Eine Begrenzerschaltung 110 von Fig. 10 ist zur Verbindung mit z. B. dem Modell 3000 von Neomed gestaltet, um eine Leistungsausgabe im zuvor diskutierten Regime bereitzustellen, d. h., Wellenformen mit niedriger Spannung, hoher Leistung und einem Scheitelfaktor nahe eins. Die Begrenzerschaltung 110 erreicht dieses Ziel durch "Abschneiden" bzw. Begrenzen der Spitzen der sinusförmigen Wellenformen bei gleichzeitiger Verringerung der Ausgangsspannung des herkömmlichen elektrochirurgischen Generators. Während die Eingangswellenform des herkömmlichen elektrochirurgischen Generators eine reine Sinusform hat, führt die Begrenzerschaltung 110 einen konstanten Spannungspegel zum elektrochirurgischen Instrument während dieses Teils der Wellenformperiode, so daß die resultierende Ausgangswellenform einen Scheitelfaktor nahe eins und im allgemeinen unter 1,10 hat.
Außerdem verringert die Begrenzerschaltung 110 die Ausgangsimpedanz aus Sicht des angeschlossenen elektrochirurgischen Instruments. Da die Impedanz proportional zum Quadrat der Spannung ist, verursacht die allgemein zehnfache Verringerung der Ausgangsspannung (siehe Tabelle II) von etwa 2000 V auf 200 V auch eine zehnfache Senkung der Impedanz der Quelle. Eine herkömmliche Stromversorgung mit einer Ausgangsimpedanz von 400 Ohm stellt sich folglich bei Verbindung mit einem elektrochirurgischen Instrument über die Begrenzerschaltung 110 der Erfindung mit einer Ausgangsimpedanz von lediglich 4 Ohm dar. Dadurch unterliegt die Ausgangsspannung eines bisher bekannten elektrochirurgischen Generators, der mit der Begrenzerschaltung 110 nachgerüstet ist, nicht den der Impedanz angepaßten Spannungshüben, die zuvor anhand von Fig. 2 und 3 diskutiert wurden.
Die Begrenzerschaltung 110 empfängt ein WS-Eingangsleistungssignal mit hoher Spannung an Eingangsanschlüssen 111 und 112 vom Ausgang eines bisher bekannten elektrochirurgischen Generators, z. B. eines der in Tabelle II gezeigten, und stellt eine WS-Ausgangsleistung mit geringer Spannung und geringem Scheitelfaktor an Ausgangsanschlüssen 115 und 116 bereit. Das elektrochirurgische Instrument ist mit Ausgangsanschlüssen 115a und 116 a verbunden. Die Umwandlung des Eingangssignals in das Ausgangssignal erfolgt erstens durch Abwärtseinstellung der Spannung auf etwa den gewünschten Ausgangspegel und zweitens durch Begrenzen eines normalerweise sinusförmigen Wellensignals nahe seinen Spitzen, um eine Wellenform mit niedrigem Scheitelfaktor zu erzeugen. Da die Begrenzerschaltung 110 polaritätsempfindliche Bauelemente, einen Transistor und Dioden, verwendet, muß der angelegte Strom zunächst gleichgerichtet werden, um eine Vorspannung dieser Bauelemente in Sperrichtung zu vermeiden.
Die Abwärtsübersetzung des Eingangssignals auf einen niedrigeren Spannungspegel Spitze-zu-Spitze an den Knoten 115 und 116 erfolgt durch einen Transformator 117. Die Spannung zwischen den Knoten 115 und 116 wird durch das Verhältnis zwischen der Wicklungszahl auf der Sekundärseite 119 und der Wicklungszahl auf der Primärseite 118 bestimmt. Vorzugsweise sind mehrere Anzapfungen 120 vorgesehen, jeweils mit einem anderen Sekundar-Primärseiten-Verhältnis, um verschiedenen Eingangsspannungspegeln und damit verschiedenen der in Tabelle II aufgeführten elektrochirurgischen Generatoren zu entsprechen. Somit kann das Abwärtsübersetzungsverhältnis durch Auswählen der geeigneten Anzapfung, z. B. durch einen Schalter 120a, ausgewählt werden. Wird das Spannungseingangssignal nicht wesentlich abwärtstransformiert, gehen größere Leistungsmengen beim Begrenzen verloren, was zu einem relativ geringen Wirkungsgrad der Umwandlung für die nachgerüstete Stromversorgung führt, wenngleich diese eine Ausgabe mit niedrigem Scheitelfaktor erzeugt. Wird andererseits ein hohes Abwärtsübersetzungsverhältnis gewählt, tritt eine geringe Begrenzung auf, was zu einem relativ hohen Umwandlungswirkungsgrad führt, wenngleich das Ausgangssignal einen etwas höheren Scheitelfaktor hat.
Im Betrieb wird die abwärtstransformierte WS-Wellenform zwischen den Knoten 115 und 116 durch Dioden 121, 122, 123 und 124 gleichgerichtet. Ist die Spannung am Knoten 115 höher als die am Knoten 116, schalten sich die Dioden 121 und 124 ein, wodurch das Signal am Knoten 115 zu Knoten 113 und 114 geführt werden kann. Für Spannungen unterhalb der Durchschlagspannung der ausgewählten Zener-Diode 125 wird ein kleiner Strom zur Basis eines Transistors 128 geleitet, der eine hohe Impedanz zwischen den Knoten 113 und 114 darstellt. Dadurch fließt Strom primär über die Ausgangsanschlüsse 115a und 116a und das elektrochirurgische Element sowie das dazwischen angeordnete Gewebe. Kein Strom fließt durch die in Sperrichtung vorgespannten Dioden 122 und 123. Verschiebt sich die Polarität der WS-Wellenform im letzteren Teil des Wellenformzyklus, durchläuft ein geringer Strom die Dioden 122, 123 und die spitzenbegrenzenden Bauelemente; und in diesem Fall durchläuft kein Strom die in Sperrichtung vorgespannten Dioden 121 und 124.
Die zwischen den Ausgangsanschlüssen 115a und 116a vorgesehene maximale Ausgangsspannung wird durch Auswählen einer der Zener-Dioden 125 mit jeweils einer anderen Durchschlagspannung mit einem Schalter 126 bestimmt. Steigt die Spannung am Knoten 113 auf die Zener-Durchschlagspannung (normalerweise im Bereich von 30 bis 100 Volt) der ausgewählten der Zener-Dioden 125, wird Strom über diese Diode in eine Basis 127 geleitet, was bewirkt, daß sich der Transistor 128 einschaltet. Im Einschaltzustand bildet der Transistor 128 einen Weg geringerer Impedanz vom Knoten 113 zum Knoten 114 als der über die Ausgangsanschlüsse 115a und 116a. Beim Einschalten des Transistors 128 wirkt er so, daß Strom im Nebenschluß von den Ausgangsanschlüssen abgezweigt und verhindert wird, daß die Spannung zwischen den Anschlüssen 115a und 116a steigt. Beginnt diese Spannung zu steigen, leitet die ausgewählte der Zener-Dioden 125 zusätzlichen Strom in die Basis 127, wodurch der Transistor 128 stärker eingeschaltet, dadurch seine Impedanz verringert und er veranlaßt wird, mehr Strom durchzulassen. Danach zieht der größere Stromfluß die Spannung zwischen den Anschlüssen 115a und 116a tiefer.
Die Spannung am Ausgangsanschluß lisa bleibt bis zu einem späteren Punkt im WS-Zyklus konstant, wenn die Spannung am Knoten 115 und daher am Ausgangsanschluß 113 fällt. Danach beendet die ausgewählte der Zener-Dioden 125 die Stromleitung in die Basis 128, wodurch der Transistor 128 ausgeschaltet wird. An diesem Punkt entlädt sich der Emitter-Basis-Übergang des Transistors 128 über einen Widerstand 129. Infolge der Symmetrie der Begrenzerschaltung 110 wird beim Anstieg der Spannung am Knoten 116 auf die Zener-Durchschlagspannung die Spannungsausgabe am Ausgangsanschluß 116a ähnlich begrenzt. Die Transformation der Eingangsspannungswellenform vom herkömmlichen elektrochirurgischen Generator zur Ausgangsspannungswellenform der Nachrüstschaltung ist in Fig. 11 dargestellt.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Begrenzerschaltung 110 haben die mehreren Anzapfungen 120 des Transformators 117 Wicklungsverhältnisse zwischen Primär- und Sekundärseite im Bereich von 4:1 bis 7:1, was einen 4- bis 7-fachen Verringerungsfaktor der Spannung bewirkt&sub5; Die Dioden 121, 122, 123 und 124 sind mit 6 A bemessen und können üblicherweise als Brückengleichrichter gepackt sein. Der Transistor 128 ist ein npn-Transistor mit einem Vermögen von 20 A, z. B. ein PN 25C3281, zu beziehen von der Firma Motorola Corporation, Schaumburg, Illinois. Der Widerstand 129 hat einen Widerstandswert von 620 Ω.
Erwogen wird, daß die vorstehend beschriebenen Verfahren praktisch realisiert werden können unter Verwendung eines herkömmlichen elektrochirurgischen Instruments (z. B. der Zange oder des Greifers von Fig. 4 und 5), eines aus Aufstellung von Tabelle II ausgewählten herkömmlichen elektrochirurgischen Generators und einer gemäß den Grundsätzen der Erfindung aufgebauten Nachrüstschaltung, z. B. der Begrenzerschaltung 110. In diesem Fall kann die Nachrüstschaltung zwischen dem Generatorausgang und dem elektrochirurgischen Instrument gekoppelt sein. Wenngleich angenommen wird, daß diese Anordnung einen befriedigenden Betrieb für einige operative Verfahren vorsieht, ist sie dennoch durch die Leistungsausgabe begrenzt, die sich durch den eingesetzten herkömmlichen elektrochirurgischen Generator erreichen läßt. Zum Speisen hämostatischer Scheren nach Metzenbaum, die durch die Anmelder entwickelt wurden, liefert die zuvor anhand von Fig. 7 bis 9 beschriebene robustere Stromversorgung bessere Ergebnisse.
Dem Fachmann wird deutlich sein, daß die Erfindung durch andere als die beschriebenen Ausführungsformen praktiziert werden kann, die zur Veranschaulichung und nicht als Einschränkung vorgestellt sind, und daß die Erfindung lediglich durch die nachfolgenden Ansprüche beschränkt ist.

Claims

1. Elektrochirurgischer Generator in Kombination mit einem elektrochirurgischen Instrument (11, 12, 13) mit einer Elektrode zum Bewirken von Gewebehämostase während einer Operation, wobei die Vorrichtung (14, 110) ein Wechselstrom-Ausgangsspannungssignal an der Elektrode vorsieht, das im wesentlichen unabhängig von der Lastimpedanz ist, die Vorrichtung (14, 110) eine Ausgangsimpedanz unter 20 Ohm hat und eine Ausgangsspannungswellenform mit einem Wert unter effektiv 120 Volt, einem Scheitelfaktor nahe eins und einer Frequenz in einem Bereich von 100 kHz bis 2 MHz bereitstellt.

2. Elektrochirurgischer Generator und elektrochirurgisches Instrument (11, 12, 13) nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung aufweist:

eine Modulatoreinrichtung (52) zum Bereitstellen einer auswählbaren Gleichspannung;

eine Generatoreinrichtung (53) zum Erzeugen einer Wechselspannungswellenform mit einer ersten Frequenz; und eine Invertereinrichtung (55) mit:

einer ersten Eingangseinrichtung, die mit einem Ausgang der Modulatoreinrichtung (52) gekoppelt ist;

einer zweiten Eingangseinrichtung, die mit einem Ausgang der Generatoreinrichtung (53) gekoppelt ist; und

einer Ausgangseinrichtung (54), die bereitstellt: eine Wellenform mit einer Frequenz, die proportional zu der Frequenz der Wechselspannungswellenform ist, und einer im wesentlichen konstanten Spitze-zu-Spitze-Spannung, die proportional zu der auswählbaren Gleichspannung ist.

3. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 1 oder 2, wobei die durch die Vorrichtung bereitgestellte Ausgangsspannungswellenform eine Rechteckwelle ist.

4. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 2 oder 3, wobei die Modulatoreinrichtung (52) ferner einen Steuereingangsanschluß (51) zum Empfangen eines Steuersignals aufweist.

5. Elektrochirurgischer Generator nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei die Modulatoreinrichtung (52) ferner aufweist:

einen Spannungszufuhrknoten (61) zum Empfangen einer Stromversorgungsspannung;

einen Umschaltknoten (66);

eine Schaltereinrichtung (60) zum Schwingen zwischen einem leitenden Zustand, in dem die Schaltereinrichtung (60) die Stromversorgungsspannung von dem Spannungszufuhrknoten (61) zu dem Umschaltknoten (66) leitet, und einem nichtleitenden Zustand, in dem die Schaltereinrichtung (60) den Umschaltknoten (66) von der Stromversorgungs spannung isoliert;

einen Masseanschluß (64), der mit einem Massepotential verbunden ist;

eine Gleichrichtereinrichtung (65), die zwischen dem Masseanschluß (64) und dem Umschaltknoten (66) verbunden ist, wobei die Gleichrichtereinrichtung (65) Strom von dem Masseanschluß (64) zu dem Umschaltknoten (66) frei durchläßt und den Stromfluß von dem Umschaltknoten (66) zu dem Masseanschluß (64) sperrt; und

einen ersten Induktor (62), der zwischen dem Umschaltknoten (66) und dem Modulatorausgang (63) verbunden ist.

6. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 5, wobei: das Steuersignal ein Spannungssteuersignal ist; und

die Schaltereinrichtung (60) ferner eine Einrichtung zum Empfangen des Spannungssteuersignals von dem Steuereingangsanschluß (51) aufweist, wobei die Schaltereinrichtung (60) mit einer Einschaltdauer schwingt, die durch den Spannungspegel des Spannungssteuersignals ausgewählt ist, und der Modulatorausgang (63) einen Spannungspegel hat, der durch die Einschaltdauer bestimmt ist.

7. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 5 oder 6, wobei die Schaltereinrichtung (60) ferner aufweist:

einen ersten Transistor (72) mit:

einer ersten Basis,

einem ersten Kollektor, der mit dem Spannungszufuhrknoten (61) verbunden ist, und

einem ersten Emitter, der mit dem Umschaltknoten (66) verbunden ist;

einen zweiten Transistor (78) mit:

einer zweiten Basis,

einem zweiten Kollektor, der mit der ersten Basis verbunden ist, und

einem zweiten Emitter, der mit dem Spannungszufuhrknoten (61) verbunden ist;

einen dritten Transistor (76) mit:

einer dritten Basis,

einem dritten Kollektor und

einem dritten Emitter;

einen ersten Widerstand (77), der zwischen der zweiten Basis und dem dritten Kollektor verbunden ist;

einen zweiten Widerstand, der zwischen dem Umschaltknoten (66) und der dritten Basis verbunden ist;

eine erste Einrichtung zum Bereitstellen des Stromdurchgangs zwischen dem Steuereingangsanschluß (51) und der dritten Basis; und

eine zweite Einrichtung zum Bereitstellen des Stromdurchgangs zwischen dem dritten Emitter und dem Masseanschluß (64).

8. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 7, wobei die erste Einrichtung zum Bereitstellen des Stromdurchgangs einen dritten Widerstand (89) aufweist.

9. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 7 oder 8, wobei die zweite Einrichtung zum Bereitstellen des Stromdurchgangs aufweist:

einen vierten Widerstand (81), der zwischen dem dritten Emitter und dem Masseanschluß (64) verbunden ist; und einen ersten Kondensator (82), der zwischen dem dritten Emitter und dem Masseanschluß (64) verbunden ist.

10. Elektrochirurgischer Generator nach einem der Ansprüche 7 bis 9, ferner mit:

einem fünften Widerstand (88), der zwischen dem Umschaltknoten (66) und dem dritten Emitter verbunden ist.

11. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 10, ferner mit:

einem sechsten Widerstand (85), der zwischen der ersten Basis und dem ersten Emitter verbunden ist, wobei der sechste Widerstand (85) einen ersten Übergang zwischen der ersten Basis und dem ersten Emitter entlädt, wenn der erste Transistor (72) gesperrt wird;

einem siebenten Widerstand (86), der zwischen der zweiten Basis und dem zweiten Emitter verbunden ist, wobei der siebente Widerstand (86) einen zweiten Übergang zwischen der zweiten Basis und dem zweiten Emitter entlädt, wenn der zweite Transistor (78) gesperrt wird;

einer Schottky-Diode (87), die zwischen der zweiten Basis und dem zweiten Kollektor verbunden ist, zum Verhindem, daß der zweite Transistor (78) gesättigt wird;

einem zweiten Kondensator (79), der zwischen der zweiten Basis und dem dritten Kollektor verbunden ist, zum Bereitstellen einer Ladung für den zweiten Transistor (78), wenn sich der zweite Transistor (78) einschaltet;

einem dritten Kondensator (74), der zwischen dem Spannungszufuhrknoten (61) und dem Masseanschluß (64) verbunden ist; und

einem zweiten Induktor (73), der zwischen dem Spannungszufuhrknoten (61) und einem Anschluß (71) zum Empfangen einer Stromversorgungsspannung verbunden ist.

12. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 5, wobei die Schaltereinrichtung (60) ferner aufweist:

einen ersten Transistor (72) mit:

einer ersten Basis,

einem ersten Emitter, der mit dem Umschaltknoten (66) verbunden ist;

einen zweiten Transistor (78) mit:

einer zweiten Basis,

einem zweiten Kollektor, der mit der ersten Basis verbunden ist, und

einem zweiten Emitter, der mit dem Spannungszufuhrknoten (61) verbunden ist;

einen dritten Transistor (76) mit:

einer dritten Basis,

einem dritten Kollektor und

einem dritten Emitter, der mit dem Masseanschluß (64) verbunden ist;

einen ersten Widerstand (77), der zwischen der zweiten Basis und dem dritten Kollektor verbunden ist; und

eine erste Einrichtung, die mit der dritten Basis verbunden ist, zum abwechselnden Bereitstellen eines hochpegligen Ausgangszustands für die dritte Basis und eines tiefpegligen Ausgangszustands für die dritte Basis.

13. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 12, wobei die erste Einrichtung aufweist:

einen Vergleicher (91), der mit der dritten Basis verbunden ist, mit einem invertierenden Eingang (99) und einem nichtinvertierenden Eingang (100);

eine zweite Einrichtung, die mit dem Steuereingangsanschluß (51) verbunden ist, zum abwechselnden Bereitstellen einer höheren Spannung an dem invertierenden Eingang (99) als an dem nichtinvertierenden Eingang (100) und einer höheren Spannung an dem nichtinvertierenden Eingang (100) als an dem invertierenden Eingang (99).

14. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 13, wobei die zweite Einrichtung ferner aufweist:

einen zweiten Widerstand (97), der zwischen dem Umschaltknoten (66) und dem invertierenden Eingang (99) verbunden ist; und

einen dritten Widerstand (98), der zwischen dem Masseanschluß (64) und dem invertierenden Eingang (99) verbunden ist.

15. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 13 oder 14, wobei die zweite Einrichtung ferner aufweist:

einen vierten Widerstand (99), der zwischen dem Steuereingangsanschluß (51) und dem nichtinvertierenden Eingang (100) verbunden ist, zum Bereitstellen des Spannungssteuersignals für den Vergleicher (91);

einen ersten Kondensator (101), der zwischen dem invertierenden Eingang (99) und dem nichtinvertierenden Eingang (100) verbunden ist; und

einen fünften Widerstand (102), der zwischen dem Umschaltknoten (66) und dem nichtinvertierenden Eingang (100) verbunden ist.

16. Elektrochirurgischer Generator nach einem der Ansprüche 12 bis 15, wobei die erste Einrichtung ferner aufweist:

einen sechsten Widerstand (94), der zwischen der dritten Basis und dem Spannungszufuhrknoten (61) verbunden ist, und ein Stromversorgungsfilter mit:

einem siebenten Widerstand (93), der zwischen dem Vergleicher (91) und dem Spannungszufuhrknoten (61) verbunden ist; und

einem zweiten Kondensator (92), der zwischen dem Vergleicher (91) und dem Masseanschluß (64) verbunden ist.

17. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 16, ferner mit:

einem achten Widerstand (85), der zwischen dem ersten Emitter und der ersten Basis verbunden ist, wobei der achte Widerstand (85) einen ersten Übergang zwischen der ersten Basis und dem ersten Emitter entlädt, wenn der erste Transistor (72) sperrt;

einem neunten Widerstand (86), der zwischen dem zweiten Emitter und der zweiten Basis verbunden ist, wobei der neunte Widerstand (86) einen zweiten Übergang zwischen der zweiten Basis und dem zweiten Emitter entlädt, wenn der zweite Transistor (78) sperrt;

einer Schottky-Diode (87), die zwischen dem zweiten Kollektor und der zweiten Basis verbunden ist, zum Verhindem, daß der zweite Transistor (78) gesättigt wird; und

einem dritten Kondensator (95), der zwischen dem Modulatorausgang (63) und dem Masseanschluß (64) verbunden ist, zum Bereitstellen einer Filterung der auswählbaren Gleichspannung.

18. Elektrochirurgischer Generator nach einem der Ansprüche 1 bis 17 mit einem herkömmlichen elektrochirurgischen Generator, der eine Spannungswellenform über effektiv 120 Volt bei einer Impedanz mit einem Scheitelfaktor ausgibt, der wesentlich größer als eins ist, und einer Adapterschaltung (110), die die Spannungswellenformausgabe des elektrochirurgischen Generators in eine begrenzte Spannungswellenform mit einer Ausgangsspannung unter effektiv 120 Volt und einem Scheitelfaktor nahe eins umwandelt.

19. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 18, wobei die Adapterschaltung (110) aufweist:

einen Transformator (117) mit einer Primär- (118) und sekundärwicklung (119), wobei die Spannungsausgabe des elektrochirurgischen Generators über der Primärwicklung (118) angelegt wird;

eine Gleichrichterbrücke (121 bis 124), die mit der Sekundärwicklung (119) gekoppelt ist, wobei die Gleichrichterbrücke einen ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten zum Zuführen der begrenzten Spannungswellenform sowie einen ersten (113) und zweiten (114) Brückenknoten hat;

eine Einrichtung, die mit dem ersten (113) und zweiten (114) Brückenknoten gekoppelt ist, zum Regulieren der Spannung über dem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten, wobei das Paar Elektroden des elektrochirurgischen Instruments (11, 12, 13) geeignet ist, mit den Ausgangsknoten (115a, 116a) gekoppelt zu werden.

20. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 19, wobei die Einrichtung zum Regulieren der Spannung über dem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten aufweist:

einen Transistor (128) mit einer Basis, einem Emitter und einem Kollektor, wobei der Kollektor mit dem ersten Brückenknoten (113) verbunden ist, und der Emitter mit dem zweiten Brückenknoten (114) verbunden ist;

eine Diode (125) mit einer vorgewählten Durchschlagspannung, wobei die Kathode der Diode (125) mit dem Kollektor verbunden ist, und die Anode der Diode (125) mit der Basis verbunden ist, wobei die Durchschlagspannung eine Effektivspannung und den Scheitelwert der begrenzten Spannungswellenform bestimmt; und

einen Widerstand (129), der mit der Basis des Transistors (128) und dem zweiten Brückenknoten (114) verbunden ist.

21. Elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 19 oder 20, wobei die Sekundärwicklung (119) ferner mehrere durch den Benutzer auswählbare Anzapfungen (120) aufweist, wobei jede der mehreren Anzapfungen (120) einem unterschiedlichen Verhältnis von Sekundär- (119) zu Primärwicklungen (118) entspricht.

22. Elektrochirurgischer Generator nach einem der Ansprüche 19 bis 21, wobei die Einrichtung zum Regulieren der begrenzten Spannungswellenform über dem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten mehrere durch den Benutzer auswählbare Dioden (125) aufweist, wobei jede der mehreren Dioden eine unterschiedliche Durchschlagspannung hat, so daß ein Begrenzungsgrad einer sinusformigen Ausgangsspannungswellenform des elektrochirurgischen Generators variiert werden kann.

23. Adapterschaltung (110) in Kombination mit einem elektrochirurgischen Generator, der mit einem elektrochirurgischen Instrument (11, 12, 13) verbunden ist und eine Ausgangsimpedanz über 20 Ohm hat und der eine Spannungswellenform mit einem Wert von über effektiv 120 Volt bei einer Frequenz in dem Bereich von 100 kHz bis 2 MHz ausgibt, wobei die Adapterschaltung (110) dadurch gekennzeichnet ist, daß sie die Ausgangsspannungswellenform des elektrochirurgischen Generators in eine begrenzte Spannungswellenform mit einem Wert unter effektiv 120 Volt und einem Scheitelfaktor nahe eins umwandelt.

24. Adapterschaltung (110) und elektrochirurgischer Generator nach Anspruch 23 in Kombination mit einem elektrochirurgischen Instrument (11, 12, 13) mit einem Paar Elektroden, wobei die Adapterschaltung (110) aufweist:

eine Gleichrichterbrücke (121 bis 124) mit einem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten, die mit der Sekundärwicklung (119) gekoppelt sind, und einem ersten (113) und zweiten (114) Brückenknoten zum Bereitstellen einer gleichgerichteten Spannung; und

eine Nebenschlußeinrichtung, die zwischen dem ersten (113) und zweiten (114) Brückenknoten gekoppelt ist, zum Regulieren der Spannung über dem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten durch Abzweigen von überschüssigem Strom im Nebenschluß von dem ersten Brückenknoten zu dem zweiten Brückenknoten, wobei das Paar Elektroden des elektrochirurgischen Instruments (11, 12, 13) geeignet ist, mit den Ausgangsknoten (115a, 116a) gekoppelt zu werden.

25. Adapterschaltung (110) nach Anspruch 24, wobei die Einrichtung zum Regulieren der Spannung über dem ersten (113) und zweiten (114) Brückenknoten aufweist:

eine Diode (125) mit einer vorgewählten Durchschlagspannung, wobei die Kathode der Diode (125) mit dem Kollektor verbunden ist, und die Anode der Diode (125) mit der Basis verbunden ist, wobei die Durchschlagspannung eine Effektivspannung und dem Scheitelwert der begrenzten Spannungswellenform bestimmt; und

26. Adapterschaltung (110) nach Anspruch 24 oder 25, wobei die Sekundärwicklung (119) ferner mehrere durch den Benutzer auswählbare Anzapfungen (120) aufweist, wobei jede der mehreren Anzapfungen (120) einem unterschiedlichen Verhältnis von Sekundär- (119) zu Primärwicklungen (118) entspricht.

27. Adapterschaltung (110) nach einem der Ansprüche 24 bis 26, wobei die Einrichtung zum Regulieren der begrenzten Spannungswellenform über dem ersten (115) und zweiten (116) Ausgangsknoten mehrere durch den Benutzer auswähl bare Dioden (125) aufweist, wobei jede der mehreren Dioden (125) eine unterschiedliche Durchschlagspannung hat, so daß ein Begrenzungsgrad der Ausgangsspannungswellenform des elektrochirurgischen Generators variiert werden kann.