DE69431246T2 - Vorrichtung zum chirurgischen schneiden - Google Patents

Vorrichtung zum chirurgischen schneiden

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Description

    Hintergrund der Erfindung 1. Gebiet der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere auf chirurgische Vorrichtungen bzw. Geräte, welche sehr hochfrequente Elektroden verwenden mit einer oder einem Array bzw. Feld von einzelnen, isolierten bzw. getrennten Elektrodenanschlüssen.
  • Das Gebiet der Elektrochirurgie umfasst eine Anzahl von lose miteinander verbundenen chirurgischen Techniken, welche das Anwenden von elektrischer Energie gemeinsam haben, um die Struktur oder Unversehrtheit des Gewebes eines Patienten zu verändern bzw. zu modifizieren. Elektrochirurgische Verfahren arbeiten bzw. funktionieren gewöhnlich durch das Anlegen bzw. Anwenden von sehr hochfrequenten Strömen, um Gewebestrukturen zu schneiden oder abzutragen bzw. abzulösen, wobei das Verfahren bzw. die Arbeitsweise monopolar oder bipolar sein kann. Monopolare Techniken sind auf das externe Erden des Patienten angewiesen, wobei die chirurgische Vorrichtung nur einen einzelnen Elektroden-Pol definiert. Bipolare Vorrichtungen weisen beide Elektroden für das Anlegen von Strom zwischen ihren Oberflächen auf.
  • Elektrochirurgische Verfahren und Techniken sind insbesondere von Vorteil, weil diese im Allgemeinen das Bluten des Patienten und eine Wunde bzw. ein Trauma, welches bei Schneidvorgängen auftritt, verringern. Zusätzlich können elektrochirurgische Abtragungs- bzw. Ablationsverfahren, bei welchen Gewebeoberflächen und -volumen neu geformt werden können, nicht durch andere Behandlungsweisen kopiert werden.
  • Die Verwendung von elektrochirurgischem Verfahren in elektrisch leitfähigen Umgebungen kann jedoch problematisch sein. Zum Beispiel erfordern viele arthroskopische Verfahren das Spülen des zu behandelnden Bereiches mit einer isotonischen Salzlösung (auch als eine normale Salzlösung bzw. Saline bezeichnet), um zwei Effekte zu erzielen, das Aufrechterhalten einer isotonischen Umgebung und um das Betrachtungsfeld klar bzw. freizuhalten. Das Vorliegen einer Salzlösung, welche ein sehr leitfähiges Elektrolyt ist, kann einen Kurzschluss der elektrochirurgischen Elektrode in beiden, dem monopolaren und dem bipolaren Modus, verursachen. Ein solches Kurzschließen verursacht ein nicht notwendiges Erhitzen in der Behandlungsumgebung und kann weiter eine unspezifische Gewebezerstörung bewirken.
  • Gegenwärtige elektrochirurgische Techniken, welche zum Abtragen eines Gewebes verwendet werden, leiden auch unter der Unfähigkeit bzw. Unmöglichkeit, die Tiefe einer Nekrose in dem behandelten Gewebe zu steuern. Die meisten elektrochirurgischen Vorrichtungen basieren auf dem Erzeugen eines elektrischen (Licht)Bogens zwischen der Behandlungselektrode und dem Gewebe, welches geschnitten oder abgetragen wird, um die gewünschte lokale Erhitzung bzw. Erwärmung zu verursachen. Solche Bogen erzeugen jedoch sehr hohe Temperaturen, welche eine Tiefe einer Nekrose von größer als 500 um verursachen, häufig größer als 800 um und manchmal so groß wie 1.700 um. Diese Unfähigkeit, eine solche Tiefe einer Nekrose zu steuern, ist ein erheblicher Nachteil bei der Verwendung von elektrochirurgischen Techniken zur Gewebeabtragung bzw. -ablation, insbesondere bei arthroskopischen Verfahren zum Abtragen und/oder Neuformen bzw. Umformen von Bindegewebs- bzw. fibrösen bzw. Faserknorpeln, Gelenk(Flächen)Knorpel, Meniskusgewebe und ähnlichem.
  • Bei einem Ansatz um wenigstens einige dieser Begrenzungen der Elektrochirurgie zu überwinden, wurden Lasergeräte zur Verwendung in der Arthroskopie und anderen Verfahren entwickelt. Laser haben nicht das Problem eines elektrischen Kurzschließens in leitfähigen Umgebungen und bestimmte Arten von Lasern ermöglichen ein ziemlich gesteuertes Schneiden mit einer begrenzten Tiefe einer Nekrose. Trotz dieser Vorteile leiden Laservorrichtungen unter ihren eigenen bzw. spezifischen Nachteilen. Zunächst kann eine Laserausrüstung sehr teuer sein aufgrund der Kosten, welche mit den Laserlichtquellen verbunden sind. Des Weiteren stellen diejenigen Laser, welche eine annehmbare Tiefe einer Nekrose ermöglichen (wie zum Beispiel Excimer-Laser, Erbium : YAG-Laser u. ä.) eine sehr niedrige volumetrische bzw. maßanalytische Abtragungsrate zur Verfügung, was ein spezifischer Nachteil beim Schneiden und Abtragen von Bindegewebs- bzw. Faserknorpel, Gelenk(Flächen)Knorpel und Meniskus-Gewebe ist. Die Holmium : YAG und Nd : YAG Laser stellen sehr viel größere volumetrische Abtragungs- bzw. Ablations-Raten zur Verfügung, jedoch ist es bei diesen weniger möglich, die Tiefe einer Nekrose zu steuern, als bei langsameren Laservorrichtungen. Die CO&sub2; Laser erzeugen eine hohe Abtragungs- bzw. Ablations-Rate und eine geringe Tiefe einer Gewebenekrose, können jedoch nicht in einem mit Flüssigkeit gefüllten Hohlraum arbeiten bzw. betrieben werden.
  • Aus diesen Gründen wäre es wünschenswert, eine verbesserte Vorrichtung zum effizienten Schneiden und Abtragen von Gewebe, insbesondere Bindegewebs- bzw. Faserknorpel, Gelenk(Flächen)Knorpel, Meniskus-Gewebe und ähnlichem bei arthroskopischen und arideren Verfahren zur Verfügung zu stellen. Solche Vorrichtungen sollten dazu fähig sein, Gewebe und andere Körperstrukturen in elektrisch leitfähigen Umgebungen, insbesondere Bereichen, welche mit Blut gefüllt sind, mit einer Salzlösung bzw. Saline gespült sind oder ähnlichem, selektiv zu schneiden und abzutragen bzw. abzulösen. Solche Vorrichtungen sollten dazu fähig sein, das Schneiden und Abtragen von Gewebe, insbesondere Bindegewebe- bzw. Faserknorpel, Gelenk(Flächen)Knorpel, Meniskus-Gewebe und ähnliches zu schneiden und abzutragen, wobei die Tiefe einer Nekrose und eines Gewebes benachbart zu der Behandlungsstelle begrenzt wird. Solche Vorrichtungen sollten einer präzisen Steuerung über die an die Behandlungsstelle angelegten Energieflusspegel zugänglich sein und sollten dazu fähig sein, Energiedichten zur Verfügung zu stellen, welche ausreichend sind, um ein schnelles Schneiden und Abtragen bzw. Ablösen zu erhalten. Diese Vorrichtungen sollten für eine große Vielzahl von Zwecken angepasst werden können, insbesondere sollten sie beide umfassen, kleine und große Elektrodenoberflächen, und starre bzw. steife und flexible bzw. biegbare Strukturen, welche in einer offenen Chirurgie, arthroskopischen Chirurgie und anderen minimal invasiven chirurgischen Techniken verwendet werden können.
    • 2. Beschreibung des technologischen Hintergrundes
  • Vorrichtungen, welche Radio- bzw. Hochfrequenzelektroden aufweisen zur Verwendung bei elektrochirurgischen und elektrokauterischen bzw. -kausterischen bzw. -brenn Techniken sind in Rand und anderen (1985) J. Arthro. Surg. 1: 242-246 und den US-Patenten mit den Nummern 5,281,216; 4,943,290; 4,936,301; 4,593,691; 4,228,800; und 4,202,337 beschrieben. Das US-Patent 5,281,216 beschreibt eine bipolare Vorrichtung mit einer aktiven Elektrode, welche mit einem Material mit hoher Impedanz beschichtet bzw. überzogen ist, wobei die unterschiedliche bzw. Differenz-Impedanz zwischen den aktiven und den Rückfluss-Elektroden optimiert ist, um einen gewünschten. Schneideffekt zur Verfügung zu stellen. Vaskuläre bzw. Gefäß-Katheter und Vorrichtungen, welche Hochfrequenzelektroden aufweisen, um beim Eindringen bzw. Penetrieren in das Atherom bzw. atherosklerotische Plaque und eine Plaque bzw. Belag zu unterstützen, sind in den US-Patenten mit den Nummern 5,281,218; 5,125,928; 5,078,717; 4,998,933; und 4,976,711 und den PCT- Veröffentlichungen WO 93/20747 und WO 90/07303 beschrieben, wobei die letztere davon einen Katheter beschreibt, welcher vier isolierte bzw. getrennte Elektrodenoberflächen bei seinem distalen Ende aufweist. Elektrochirurgische Energie- bzw. Leistungsversorgungen umfassen Leistungssteuerungen bzw. Regelungen und/oder strombegrenzende Systeme, wie in dem US-Patent Nr. 5,267,997 und der PCT Veröffentlichung WO 93/20747 beschrieben. Chirurgische Laser zum Schneiden und Abtragen bzw. Ablösen bei arthroskopischen und anderen Verfahren sind in Buchelt u. a. (1991) Surgery and Medicine 11: 271-279; und den US- Patenten mit den Nummern. 5,147,354; 5,151,098; 5,037,421; 4,968,314; 4,785,806; 4,737,678; 4,736,743 und 4,240,441 beschrieben.
  • Die WO-A-93/13816 offenbart eine Vorrichtung zum Vorwärtsbewegen eines Katheters durch stenotisches Material.
  • Diese Erfindung ist in dem unabhängigen Anspruch dargelegt, auf welchen Bezug genommen werden sollte.
  • Eine Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung weist elektrochirurgische Sonden auf, welche einen Schaft aufweisen mit einen proximalen Ende, einem distalen Ende, wobei eine Elektrode oder ein Elektroden-Array bzw. -Feld nahe dem distalen Ende des Schaftes angeordnet ist, und ein Verbindungsstück bzw. Connector ist nahe dem proximalen Ende des Schaftes angeordnet. Der Schaft wird von einer Art sein, welche zur Verwendung bei offenen und/oder minimal invasiven chirurgischen Verfahren geeignet ist, wie zum Beispiel arthroskopische, laparoskopische, thorakoskopische und andere endoskopische Verfahren. Der Schaft kann starr bzw. steif, flexibel bzw. biegbar bzw. elastisch sein oder beides beinhalten, starre und biegbare Bereiche und wird im allgemeinen zur Manipulation bzw. Bedienung durch den behandelnden Arzt von dem proximalen Ende geeignet sein. Eine gemeinsame Elektrode kann optional auf dem Schaft vorgesehen sein und wird gewöhnlich über der Außenseite des Schaftes angebracht und proximal von dem Elektrodenfeld beabstandet bzw. mit Abstand angeordnet und wird mit einem perforierten bzw. durchlöcherten, elektrisch nicht leitfähigen Schild abgedeckt, um gegen einen versehentlichen bzw. gelegentlichen Gewebekontakt zu schützen. Das Elektrodenfeld weist eine Mehrzahl von elektrisch getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüssen auf, welche über einer Kontaktoberfläche angeordnet sind, was eine planare oder nicht-planare Oberfläche sein kann und welche bei der distalen Spitze angeordnet sind oder über einer seitlichen Oberfläche des Schaftes, oder über beiden, der Spitze und der seitlichen Oberfläche(n). Solche Elektrodenfelder sind insbesondere nützlich zum Durchführen einer elektrochirurgischen Abtragung bzw. Ablation, wie nachfolgend im größeren Detail beschrieben. Zusätzlich zu einer planaren und anderen Oberflächen kann das Elektrodenfeld in einem linearen Muster angeordnet sein, was insbesondere nützlich ist als eine Klinge für elektrochirurgische Schneidverfahren. Das Elektrodenfeld wird mindestens zwei und vorzugsweise mehr Elektrodenanschlüsse beinhalten und kann weiter einen Temperatursensor aufweisen. Der Connector bzw. das Verbindungsstück erlaubt eine elektrische Kopplung der Elektrodenanschlüsse, und wahlweise eines Temperatursensors, mit einer Hochfrequenz- Energiezufuhr bzw. -Leistungszufuhr und wahlweise einem Temperaturmonitor bzw. - überwachungsvorrichtung und/oder einer Steuerung bzw. Regelung zum Betrieb der Sonde.
  • Die Verwendung von solchen Elektrodenfeldern bei elektrochirurgischen Verfahren ist insbesondere vorteilhaft, weil herausgefunden wurde, dass die Tiefe einer Gewebenekrose begrenzt wird ohne wesentlich die Leistungszufuhr und Abtragungsraten zu verringern. Bisher wurde eine erhöhte Leistungszufuhr bei elektrochirurgischen Vorrichtungen allgemein durch das Erhöhen der monolithischen Elektrodenfläche erhalten. Die erhaltenen großen Elektrodenoberflächen verursachen jedoch eine Gewebenekrose mit einer Tiefe, welche sich proportional zu der Breite und der Fläche der Elektrodenoberfläche verändert. Die vorliegende Erfindung schafft bzw. erzielt eine gesteuertere Nekrosetiefe durch das Verwenden einer Mehrzahl von getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüssen, wobei die Anschlüsse vorzugsweise lateral voneinander beabstandet sind mit einem Abstand von 1/10 bis zu einem Anschlussdurchmesser, wobei der Zwischenraum zwischen größeren Elektrodenanschlüssen im Allgemeinen bei dem unteren Ende des Bereiches liegt. Eine solche Beabstandung schafft eine adequate bzw. angemessene Leistungszufuhr und Abtragungsraten ohne eine übermäßige Gewebenekrose, welche gewöhnlich auf eine Tiefe begrenzt wird, welche geringer ist als der Durchmesser eines Elektrodenanschlusses.
  • Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst weiter eine elektrochirurgische Hochfrequenz-Energiezufuhr mit einer Mehrzahl von unabhängigen Stromquellen und einem Connector bzw. Verbindungselement, welches mit einem entsprechenden Connector bzw. Verbindungselement auf der elektrochirurgischen Sonde zusammenpasst. Die Stromquellen weisen vorzugsweise passive oder aktive strombegrenzende Schaltkreisstrukturen auf, welche parallel zueinander liegen und in Serie mit einer gemeinsamen Spannungsquelle innerhalb der Energie- bzw. Leistungszufuhr geschaltet sind. Passive strombegrenzende Schaltkreisstrukturen können aufweisen: Induktivitäten bzw. Spule(n), Kondensator(en) und/oder einen Widerstand bzw. Widerstände bei bekannten Schaltkreisanordnungen. Bei allen Fällen werden die passiven strombegrenzenden Strukturen so ausgelegt sein, dass sie einen Stromfluss begrenzen, wenn der zugeordnete Elektrodenanschluss in Kontakt mit einem Rückflussweg mit niedrigem Widerstand zurück zu der gemeinsamen oder Rückfluss- Elektrode steht. Die bevorzugten passiven strombegrenzenden Strukturen umfassen:
  • (1) Spulen bzw. Induktivitäten in Serie mit jedem Elektrodenanschluss und
  • (2) Kondensatoren in Serie und Spulen parallel zu jedem Elektrodenanschluss, wie hiernach im Detail beschrieben.
  • Aktive strombegrenzende Schaltkreisstrukturen werden gewöhnlich ein schaltendes Element aufweisen, um einen Stromfluss abzuschalten, wann immer der zugeordnete Elektrodenanschluss einen Rückflussweg mit einer niedrigen (oder in einigen Fällen bzw. Umständen hohen) Impedanz zu der gemeinsamen oder Rückfluss-Elektrode kontaktiert. Das schaltende Element könnte mechanisch sein, zum Beispiel ein Relais, wird jedoch bevorzugt ein Halbleiter bzw. Festkörper, zum Beispiel ein siliziumgesteuerter Gleichrichter (SCR) oder ein siliziumgesteuerter Schalter (SCS) sein. Der Schalter wird durch eine Steuerung bzw. Regelung an- und abgeschaltet, welche den Weg bzw. Pfad mit niedrigem Widerstand detektieren kann (gewöhnlich durch Erfassen des Stromflusses über einem Grenzwert). Die Steuerung bzw. Regelung kann in Hardware oder Software implementiert werden und ist gewöhnlich ein Teil der Leistungszufuhr.
  • Die elektrochirurgische Hochfrequenzleistungszufuhr umfasst walweise eine Temperatursteuerung, welche mit dem Temperatursensor auf der elektrochirurgischen Sonde verbunden ist und welche die Ausgangsspannung der Spannungsquelle einstellt bzw. anpasst in Abhängigkeit von bzw. Reaktion auf einen festgelegten bzw. gesetzten Temperaturpunkt und dem gemessenen Temperaturwert, welcher von der Sonde empfangen bzw. aufgenommen wurde. Auf diese Art kann die Leistungsausgabe und Temperatur gesteuert bzw. geregelt werden, wobei die einzelnen Stromquellen die Leistungsausgabe bzw. -abgabe der entsprechenden einzelnen Elektrodenanschlüsse begrenzen oder blockieren bzw. unterbrechen. Eine solche Begrenzung der einzelnen Elektrodenanschluss-Energieabgaben ist kritisch bzw. wesentlich, um einen Energieverlust von dem Elektrodenfeld zu begrenzen, wie nachfolgend im größeren Detail beschrieben.
  • Die vorliegende Erfindung stellt weiter ein elektrochirurgisches System zur Verfügung mit beiden: der elektrochirurgischen Sonde und der elektrochirurgischen Leistungszufuhr, wie oben beschrieben.
  • Gemäß einem Verfahren, welches Gebrauch macht von der vorliegenden Erfindung wird eine elektrochirurgische Sonde benachbart zu bzw. angrenzend an einer Körperstruktur positioniert, so dass ein Elektrodenfeld in mindestens teilweisen Kontakt mit der Struktur gebracht wird. Das Elektrodenfeld umfasst eine Mehrzahl von getrennten bzw. isolierten Elektroden, und eine Hochfrequenzspannung wird zwischen das Elektrodenfeld und den Körper des Patienten angelegt. Die Spannung verursacht einen Stromfluss zwischen jedem Elektrodenanschluss und der Körperstruktur, welche von dem Elektrodenanschluss kontaktiert bzw. berührt wird, wobei der Stromfluss durch alle Wege mit niedriger elektrischer Impedanz bevorzugt, jedoch nicht notwendig begrenzt wird. Es wird erkannt werden, dass solche Wege mit niedriger Impedanz im Allgemeinen auftreten, wenn ein Elektrodenanschluss die Körperstruktur nicht kontaktiert, sondern stattdessen mit einer Umgebung mit niedriger Impedanz im Kontakt steht, wie zum Beispiel eine Saline bzw. Salzlösung, Blut oder einem anderen Elektrolyt. Das Vorliegen eines Elektrolyten schafft einen Weg mit relativ niedriger Impedanz zurück zu der gemeinsamen oder Rückflusselektrode, welche auf der elektrochirurgischen Sonde angeordnet sein kann. Solche elektrochirurgischen Verfahren sind insbesondere nützlich, wenn ein Bereich mit Saline bzw. Salzlösung gespült werden soll, wie zum Beispiel bei einer elektrochirurgischen Abtragung von Bindegewebs- bzw. Faserknorpel, Gelenk(Flächen)Knorpel, Meniskusgewebe und ähnlichem bei arthroskopischen Verfahren.
  • Bei einigen Fällen kann es wünschenswert sein, eine Strombegrenzung oder Steuerung bzw. Regelung zur Verfügung zu stellen, wenn einzelne Elektrodenanschlüsse Körperstrukturen mit einem sehr hohen Widerstand kontaktieren bzw. berühren, wie zum Beispiel Knochen, Knorpel (welcher einen größeren spezifischen Widerstand aufweist als ein Meniskus oder andere Gewebe) und ähnliches. Eine Strombegrenzung, wenn die Elektrodenanschlüsse Strukturen mit einem hohen Widerstand kontaktieren, wird gewöhnlich aktive Kontroll- bzw. Regelverfahren erfordern (d. h. ein passiver Regel- bzw. Steuerschaltkreis wäre nicht geeignet), und es wird möglich sein, Regel- bzw. Steueprotokolle bzw. -Vorschriften zur Verfügung zu stellen, nach welchen ein Strom begrenzt werden kann, wenn er entweder eine Kennlinie eines erwarteten Bereiches des zu behandelnden Zielgewebes überschreitet oder darunter fällt.
  • Das weitere Verständnis des Wesens und der Vorteile der Erfindung wird offensichtlich werden durch Bezugnahme auf die weiteren Teile der Beschreibung und Zeichnungen.
    • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht des elektrochirurgischen Systems, welches eine elektrochirurgische Sonde und eine elektrochirurgische Energie- bzw. Leistungszufuhr aufweist, welche gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert sind.
  • Fig. 2 ist eine vergrößerte Detailansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde von Fig. 1.
  • Fig. 3 ist eine Querschnittsansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde der Fig. 1 und 2.
  • Fig. 4 ist eine schematische Ansicht einer bestimmten Connector- und Kabel Anordnung, welche bei der elektrochirurgischen Sonde der Fig. 1 bis 3 verwendet werden kann.
  • Fig. 5 ist eine detaillierte Querschnittsansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde und veranschaulicht eine Elektrodenanordnung, welche zum schnellen Schneiden und Abtragen von Gewebestrukturen geeignet ist.
  • Fig. 6 ist eine detaillierte Ansicht des linken Endes des distalen Endes der elektrochirurgischen Sonde von Fig. 5.
  • Fig. 7 ist eine detaillierte Querschnittsansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde und veranschaulicht eine Elektrodenanordnung, welche zum Glätten von Gewebestrukturen geeignet ist.
  • Fig. 8 ist eine perspektivische Ansicht einer elektrochirurgischen Sonde, wobei das Elektrodenfeld unter einem rechten Winkel zu der Achse des Schaftes der Sonde angeordnet ist.
  • Fig. 9 ist eine perspektivische Ansicht einer elektrochirurgischen Sonde, wobei Elektrodenfelder auf den seitlichen und vorderen bzw. Spitzen-Oberflächen bei dem distalen Ende der Sonde angeordnet sind.
  • Fig. 10 ist eine perspektivische Ansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde mit einem atraumatischen bzw. nicht gewebeschädigenden Schild, welches sich distal von dem Elektrodenfeld erstreckt.
  • Fig. 11 veranschaulicht die Verwendung der Sonde von Fig. I O beim Abtragen eines Zielgewebes.
  • Fig. 12 ist eine detaillierte Endansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit einem verlängerten linearen Feld von Elektrodenanschlüssen, welche zur Verwendung beim chirurgischen Schneiden geeignet sind.
  • Fig. 13 ist eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlusses mit einem abgeflachten Ende bei seiner distalen Spitze.
  • Fig. 14 ist eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlusses mit einem spitzen Ende bei seiner distalen Spitze.
  • Fig. 15 ist eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlusses mit einem rechteckigen bzw. quadratischen Ende bei seiner distalen Spitze.
  • Fig. 16 und 16A sind elektrische Schaltpläne und veranschaulichen zwei Ausführungsformen des Schaltkreises einer Hochfrequenz-Energiezufuhr, welche gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist.
  • Fig. 17 ist eine perspektivische Ansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde mit einem verlängerten, linearen Feld von Elektrodenanschlüssen.
  • Fig. 18 ist eine perspektivische Ansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde mit einer ablenkbaren bzw. biegbaren distalen Spitze.
    • BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
  • Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung schafft eine Vorrichtung zum selektiven Erwärmen bzw. Erhitzen einer Zielstelle innerhalb des Körpers eines Patienten, wie zum Beispiel ein festes Gewebe oder ähnliches, insbesondere einschließlich eines Gelenk(Flächen)Knorpels, Bindegewebs- bzw. fibrösen bzw. Faserknorpels, Meniskusgewebe ' und ähnlichem. Zusätzlich zu einem Gelenk(Flächen)Knorpel und einem Faserknorpel umfassen Gewebe, welche von der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung behandelt werden können, Tumore, abnormale Gewebe und ähnliches. Aus praktischen Gründen wird die weitere Offenbarung insbesondere auf das Schneiden, Formen oder Abtragen von Faserknorpel und Gelenk(Flächen)Knorpel während arthroskopischen oder endoskopischen Verfahren gerichtet werden, jedoch wird angemerkt, dass die Ausführungsform gleichsam bei Verfahren angewendet werden können, welche andere Gewebe des Körpers umfassen, sowie bei anderen Verfahren, welche eine offene Chirurgie, eine laparoskopische Chirurgie, eine thorakoskopische Chirurgie und andere endoskopische chirurgische Verfahren umfassen.
  • Das Zielgewebe wird, nur als Beispiel genommen, jedoch nicht darauf begrenzt, ein Gelenkknorpel, Faserknorpel und Meniskusgewebe sein, wie es zum Beispiel in den Gelenken des Knies, der Schulter, der Hüfte, des Fußes, der Hand und der Wirbelsäule gefunden wird. Die vorliegende Erfindung weist eine Elektrode oder ein Elektrodenfeld auf mit einer Mehrzahl von unabhängigen strombegrenzten und/oder leistungsgesteuerten Elektrodenanschlüssen, welche über einer distalen Kontaktoberfläche einer Sonde verteilt sind, um eine Wärme bzw. Hitze selektiv an das Zielgewebe anzulegen, wobei das nicht erwünschte Erhitzen des umgebenden Gewebes und der Umgebung begrenzt wird, welches von einer Leistungsstreuung bzw. Verlustsleistung in umgebende elektrische leitfähige Flüssigkeiten stammt, wie zum Beispiel Blut, eine normale Saline bzw. Salzlösung und ähnliches.
  • Die elektrochirurgische Sonde weist einen Schaft auf mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende, welche eine Elektrode oder ein Elektrodenfeld nahe bei ihrem distalen Ende trägt. Der Schaft kann eine große Vielzahl von Konfigurationen annehmen, mit dem primären Zweck, mechanisch die eine Elektrode oder das Elektrodenfeld zu tragen und es dem behandelnden Arzt zu ermöglichen, die eine Elektrode oder das Feld von einem proximalen Ende des Schaftes zu bedienen bzw. zurecht zu rücken. Gewöhnlich wird der Schaft ein Stab oder eine Röhre mit einem schmalen Durchmesser sein, und üblicherweise Dimensionen aufweisen, welche es ihm ermöglichen, durch einen zugeordneten Trokar oder Kanüle bzw. Hohlnadel bei einem minimal invasiven Verfahren eingeführt zu werden, wie zum Beispiel arthroskopische, laparaskopische, thorakoskopische und andere endoskopische Verfahren. Demzufolge wird der Schaft gewöhnlich eine Länge von mindestens 10 em aufweisen, gewöhnlicher 25 cm oder länger sein und wird einen Durchmesser von mindestens 1 mm aufweisen, gewöhnlicher mindestens 2 mm und häufig in dem Bereich von 2 bis 10 mm liegen. Der Schaft bzw. Schafte kann starr bzw. steif oder flexibel bzw. biegbar sein, wobei ein flexibler Schaft wahlweise mit einer im Allgemeinen starren bzw. steifen äußeren Röhre zur mechanischen Stützung kombiniert werden kann. Flexible bzw. biegbare Schafte können mit Zugdrähten bzw. kabeln, Formgedächtnis (shape memory) Betätigungselementen bzw. Aktuatoren, und anderen bekannten Mechanismen kombiniert werden, zum Bewirken einer selektiven Ablenkung des distalen Ende des Schaftes, um das Positionieren der einen Elektrode oder des Elektrodenfeldes zu ermöglichen. Der Schaft wird gewöhnlich eine Mehrzahl von Drähten bzw. Kabeln oder anderen leitfähigen Elementen aufweisen, welche axial hindurch verlaufen, um eine Verbindung des Elektrodenfeldes mit einem Connector bzw. Verbindungselement bei dem proximalen Ende des Schaftes zu ermöglichen. Spezifische Schaftauslegungen werden im Detail in Verbindung mit den nachfolgenden Figuren beschrieben werden.
  • Das Elektrodenfeld weist eine Fläche in dem Bereich von 0,01 mm² bis 2,5 cm² auf, vorzugsweise von 0,025 mm² bis 1 cm² und weiter bevorzugt von 25 mm² bis 50 mm² und häufig von 0,5 mm² bis 25 mm² und wird mindestens zwei getrennte bzw. isolierte Elektrodenanschlüsse aufweisen, weiter bevorzugt mindestens vier Elektrodenanschlüsse, vorzugsweise mindestens sechs Elektrodenanschlüsse und weiter vorzugsweise mindestens acht Elektrodenanschlüsse, noch weiter bevorzugt mindestens 15 Elektrodenanschlüsse und noch weiter bevorzugt mindestens 20 Elektrodenanschlüsse und oft 50 oder mehr Elektrodenanschlüsse, welche über der distalen Kontaktoberfläche des Schaftes verteilt sind. Durch das Inkontaktbringen bzw. Kontaktieren des bzw. der Elektrodenfeld(er) auf der bzw. den Kontaktaberfläche(n) mit dem Zielgewebe und das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen dem bzw. den Feld(em) und einer zusätzlichen gemeinsamen oder Rückflusselektrode im direkten oder indirekten Kontakt mit dem Körper des Patienten wird das Zielgewebe selektiv abgetragen bzw. abgelöst oder geschnitten, was ein selektives Entfernen von Bereichen des Zielgewebes ermöglicht, wobei wünschenswert die Tiefe einer Nekrose des bzw. im umgebenden Gewebe minimiert wird. Insbesondere schafft diese Erfindung eine Vorrichtung zum effektiven Abtragen und Schneiden eines Gelenk(Flächen)Knorpels und eines Faserknorpels durch gleichzeitiges Anlegen bzw. Anwenden von beidem: (1) einer elektrischen Energie an das Zielgewebe, welches die Spitze der Sonde umgibt und unmittelbar benachbart ist und (2) einem Druck gegen das Zielgewebe unter Verwendung der Sonde selbst.
  • Jeder einzelne Elektrodenanschluss in dem Elektrodenfeld ist elektrisch von allen anderen Elektrodenanschlüssen in dem Feld innerhalb der Sonde isoliert bzw. getrennt und ist mit einer Energie- bzw. Leistungsquelle verbunden, welche von jeder der anderen Elektroden in dem Feld isoliert bzw. getrennt ist oder mit einem Schaltkreis, welcher einen Stromfluss zu der Elektrode begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit einem niedrigen spezifischen Widerstand (z. B. Blut oder eine elektrisch leitfähige Salzlösungsspülung) einen Weg mit niedriger Impedanz zwischen der gemeinsamen Elektrode und dem einzelnen Elektrodenanschluss verursacht bzw. erzeugt. Die getrennten Energiequellen für jede einzelne Elektrode können getrennte Energiezuführschaltkreise sein mit inneren Impedanzkennlinien, welche eine Leistung zu dem zugeordneten Elektrodenanschluss begrenzen, wenn ein Rückflussweg mit niedriger Impedanz beteiligt ist bzw. auftritt, oder können eine einzelne Energie- bzw. Leistungsquelle sein, welche mit jeder der Elektroden durch unabhängig betätigbare Schalter verbunden ist.
  • Der Spitzenbereich der Sonde ist demzufolge aus vielen unabhängigen Elektrodenanschlüssen zusammengesetzt, welche so ausgelegt sind, dass sie eine elektrische Energie in bzw. zu der Umgebung der Spitze liefern. Das selektive Erwärmen bzw. Erhitzen des Zielgewebes wird erreicht durch das Verbinden jedes einzelnen Elektrodenanschlusses und der gemeinsamen Elektrode (z. B. einem Band von leitfähigem Material proximal bzw. nahe bei dem Elektrodenfeld bei der Spitze oder einer externen bzw. äußeren Elektrode, welche auf der Außenseite des Körpers des Patienten angeordnet ist) mit einer Energiequelle mit unabhängig gesteuerten oder strombegrenzenden bzw. -begrenzten Kanälen. Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der gemeinsamen Elektrode und dem Elektrodenfeld führt zu der Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der gemeinsamen Elektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der gemeinsamen Elektrode wird gesteuert bzw. geregelt durch entweder aktive oder passive Vorrichtungen, oder eine Kombination davon, um eine elektrische Energie zu dem Zielgewebe zu liefern, wobei die Energie minimiert wird, welche an umgebendes (nicht Ziel-) Gewebe und jede leitfähige Flüssigkeit, welche vorliegen kann (z. B. Blut, elektrolytische Spülungen wie zum Beispiel Salzlösung und ähnliches), geliefert bzw. zugeführt wird.
  • Nach einem bevorzugten Aspekt nutzt die Erfindung einen Vorteil ans bei Differenzen eines spezifischen elektrischen Widerstandes zwischen dem Zielgewebe (zum Beispiel einem Gelenkknorpel oder Faserknorpel) und der umgebenden leitfähigen Flüssigkeit (zum Beispiel eine isotonische (normale) Salzlösungsspülung). Anhand eines Beispiels wird für jeden ausgewählten Pegel einer angelegten Spannung, wenn der elektrisch leitende Weg zwischen der gemeinsamen Elektrode und einem der einzelnen Elektrodenanschlüsse innerhalb des Elektrodenfeldes eine isotonische Salzlösungsflüssigkeitsspülung ist (mit einem relativ niedrigen spezifischen elektrischen Widerstand), die Stromregel- bzw. -steuervorrichtung, welche mit der einzelnen Elektrode verbunden ist, einen Stromfluss so begrenzen, dass die Erwärmung bzw. Erhitzung einer dazwischenliegenden leitfähigen Flüssigkeit minimiert wird. Im Gegensatz hierzu, wenn ein Teil des oder der gesamte elektrisch leitende Weg zwischen der gemeinsamen Elektrode und einem der einzelnen Elektrodenanschlüsse innerhalb des Elektrodenfeldes ein Gelenkknorpel oder Faserknorpel ist (mit einem relativ höheren spezifischen elektrischen Widerstand), wird der Stromregel- bzw. -steuerschaltkreis oder ein Schalter, welcher mit der einzelnen Elektrode verbunden ist, einen Stromfluss ermöglichen, welcher ausreichend ist zum Erwärmen bzw. Erhitzen oder Abtragen oder für einen elektrischen Durchbruch bzw. Durchschlag des Zielgewebes in der unmittelbaren Nähe bzw. Nachbarschaft der Elektrodenoberfläche.
  • Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der gemeinsamen oder Rückflusselektrode und dem Elektrodenfeld für geeignete Zeitintervalle bewirkt eine Abtragung, ein Schneiden oder ein Neu- bzw. Umformen des Zielgewebes. Das Gewebevolumen, über welches eine Energie verteilt bzw. gestreut wird (d. h. ein Hochspannungs-Gradient liegt vor) kann präzise gesteuert werden, zum Beispiel durch die Verwendung einer Mehrzahl von kleinen Elektroden, deren effektive Breiten (d. h. den Durchmessern für runde Drahtanschlüsse) im Bereich von ungefähr 0,05 bis 2 mm, vorzugsweise von ungefähr 0,01 mm bis 1 mm liegt. Die Elektrodenanschlussflächen für beide, kreisförmige und nicht-kreisförmige Anschlüsse, werden eine Kontaktfläche aufweisen von weniger als 5 mm², vorzugsweise in dem Bereich von 0,001 mm² bis 2 mm² liegen und weiter bevorzugt von 0,() 1 mm² bis 1 mm². Die Verwendung von kleinen Elektrodenanschlüssen verringert das Ausmaß und die Tiefe einer Gewebenekrose als Folge der Divergenz bzw. des nicht Zusammenfallens von Stromflusslinien, welche von der freiliegenden Oberfläche eines jeden Elektrodenanschlusses ausgehen bzw. ausströmen. Die Energieabgabe in einem Gewebe, welche für eine irreversible Beschädigung (d. h. eine Nekrose) ausreichend ist, wurde so ermittelt, dass sie auf einen Abstand von ungefähr einer Hälfte eines Elektrodenanschlussdurchmessers begrenzt ist. Dies ist ein besonderer Vorteil im Vergleich zu bekannten elektrochirurgischen Sonden, welche einzelne und/oder größere Elektroden verwenden, bei welchen die Tiefe einer Gewebenekrose nicht ausreichend begrenzt werden kann. Bisher wurde das Erhöhen der Leistungsanwendung bzw. Energiezufuhr und Abtragungsraten gewöhnlich erreicht durch das Erhöhen der Elektrodenfläche. Überraschend wurde mit der vorliegenden Erfindung herausgefunden, dass die gesamte Elektrodenfläche erhöht werden kann (um die Leistungszufuhr und Abtragungsrate zu erhöhen) ohne die Tiefe einer Nekrose zu erhöhen, indem mehrere kleine Elektrodenanschlüsse vorgesehen werden. Bevorzugt werden die Anschlüsse voneinander mit einem Abstand in dem Bereich von 1/10 Durchmesser bis einem Durchmesser beabstandet sein zur optimalen Leistungszufuhr, mit kleineren Zwischenräumen zwischen größeren Anschlüssen. Die Tiefe einer Nekrose kann weiter gesteuert bzw. eingestellt werden durch das Ab- und Anschalten der angelegten Spannung, um Stromimpulse zu erzeugen, wobei die Impulse von einer ausreichenden Dauer sind und eine zugehörige Energiedichte aufweisen, um eine Abtragung bzw. Ablation und/oder ein Schneiden zu bewirken, während sie während Perioden abgeschaltet werden, welche ausreichend lang sind, um eine thermische Relaxation bzw. Einschwingen zwischen den Energieimpulsen zu ermöglichen. Auf diese Art werden die Energieimpulsdauer, die Größe bzw. Amplitude und das Zeitintervall zwischen den Energieimpulsen so ausgewählt, dass effiziente bzw. wirksame Raten einer Gewebeabtragung oder eines Schneidens erhalten werden, während es der Temperatur der erhitzten Zone des Gewebes erlaubt wird, zu "entspannen" bzw. sich einzupendeln ("relax") oder zu normalen physiologischen Temperaturen zurückzukehren, bevor der nächste Energie(Strom)Impuls angelegt bzw. begonnen wird.
  • Die Rate der Energiezufuhr zu dem Zielgewebe wird durch den angelegten Spannungspegel und Tastgrad (duty cycle) des Spannungsimpulses gesteuert. Die Verwendung von hochfrequenten Strom minimiert die induzierte Stimulation von Muskelgewebe oder Nervengewebe in der Nähe der behandelten Körperstruktur. Zusätzlich minimieren hohe Frequenzen das Risiko einer Interferenz bzw. Wechselwirkung mit dem natürlichen Schlagen des Herzens bei Umständen, bei welchen die Sonde der vorliegenden Erfindung nahe dem Herz verwendet wird.
  • Die Leistung, welche an die gemeinsame Elektrode und das Elektrodenfeld angelegt wird, wird bei einer hohen oder Radio-Frequenz sein, typisch zwischen ungefähr 20 kHz und 20 Mhz, gewöhnlich zwischen ungefähr 30 kHz und 1 MHz und bevorzugt zwischen ungefähr 50 kHz und 400 kHz liegen. Die Effektivwertspannung (RMS; root mean square), welche angelegt wird, wird gewöhnlich in dem Bereich von ungefähr 5 V bis 1.000 V, vorzugsweise in dem Bereich von ungefähr 50 V bis 800 V und weiter bevorzugt in dem Bereich von ungefähr 10 V bis 500 V liegen. Gewöhnlich wird der Strompegel selektiv begrenzt oder gesteuert und die angelegte Spannung wird unabhängig einstellbar sein, häufig in Reaktion auf bzw. Abhängigkeit von dem Widerstand des Gewebes und/oder der Flüssigkeiten bzw. dem Fluid in dem Flussweg zwischen einer einzelnen Elektrode und der gemeinsamen Elektrode. Ebenso kann der angelegte Strompegel in Abhängigkeit von einer Temperatursteuervorrichtung sein, welche die Zielgewebetemperatur innerhalb gewünschter Grenzen bei der Grenzfläche zwischen den Elektrodenfeldern und dem Zielgewebe hält. Die gewünschte Oberflächentemperatur des Zielgewebes wird gewöhnlich in dem Bereich von ungefähr 40ºC bis 500ºC und weiter bevorzugt von ungefähr 50ºC bis 300ºC sein.
  • Die bevorzugte Energie- bzw. Leistungsquelle der vorliegenden Erfindung liefert einen Hochfrequenzstrom, welcher auswählbar bzw. einstellbar ist, um durchschnittliche Leistungspegel zu erzeugen, welche von 10 bzw. mehreren 10 mW bis 10 bzw. mehreren 10 W pro Elektrode reichen, in Abhängigkeit von dem zu erwärmenden bzw. erhitzenden Zielgewebe, der gewünschten Abtragungsrate oder der maximal erlaubten Temperatur, welche für die Sondenspitze ausgewählt wird. Die Energiequelle ermöglicht es dem Benutzer, den Strompegel in Abhängigkeit von den bestimmten Anforderungen eines bestimmten arthroskopischen Verfahrens oder anderen endoskopischen Verfahren auszuwählen.
  • Die Energiequelle wird strombegrenzt sein oder anders gesteuert sein, so dass ein ungewünschtes Erhitzen von elektrisch leitfähigen Fluiden oder anderem Gewebe mit niedrigem elektrischen Widerstand nicht auftritt. Bei einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden strombegrenzende Spulen bzw. Induktivitäten in Serie mit jedem unabhängigen Elektrodenanschluss geschaltet, wobei die Induktivität der Spule so ausgewählt wird, dass eine hohe Impedanz bei der Betriebsfrequenz erhalten bzw. zur Verfügung gestellt wird. Alternativ können Kondensator-Spulen (LC) Schaltkreisstrukturen verwendet werden, wie nachfolgend ausführlicher beschrieben. Zusätzlich kann ein strombegrenzender Widerstand ausgewählt werden mit einem großen positiven Temperaturkoeffizienten des Widerstandes, so dass, wenn der Strompegel für jede einzelne Elektrode in Kontakt mit einem Medium mit niedrigem Widerstand zu steigen beginnt (zum Beispiel einer Salzlösungsspülung) der Widerstand des strombegrenzenden Widerstandes signifikant ansteigt, wodurch die Leistungszufuhr von der Elektrode in das Medium mit niedrigem Widerstand (zum Beispiel Salzlösungsspülung) minimiert wird. Demzufolge sieht der Elektrodenanschluss eine relativ konstante Stromquelle, so dass die Verlustleistung bzw. Leistungsstreuung durch einen Weg mit niedrigem Widerstand (zum Beispiel eine normale Salzlösungsspülung) erheblich verringert sein wird.
  • Als eine Alternative zu solchen passiven Schaltkreisstrukturen kann ein konstanter Stromfluss zu jedem Elektrodenanschluss durch eine Mehrkanal-Energiezufuhr zur Verfügung gestellt werden. Ein im Wesentlichen konstanter Strompegel für jeden einzelnen Elektrodenanschluss innerhalb eines Bereiches, welcher die Leistungs- bzw. Energiezufuhr durch einen Weg mit niedrigem Widerstand begrenzen wird, zum Beispiel einer isotonischen Salzlösungsspülung, würde von dem Benutzer ausgewählt werden, um die gewünschte Rate des Schneidens oder der Abtragung zu erhalten. Eine solche Mehrkanal-Energiezufuhr stellt demzufolge eine. Konstantstromquelle zur Verfügung mit einem auswählbaren Strompegel in Serie mit jedem Elektrodenanschluss, wobei alle Elektroden bei oder unterhalb des gleichen vom Benutzer auswählbaren maximalen Strompegels arbeiten werden. Ein Stromfluss zu allen Elektrodenanschlüssen könnte periodisch erfasst werden und gestoppt werden, wenn die Temperatur, welche bei der Oberfläche des Elektrodenfeldes gemessen wurde, die vom Benutzer ausgewählten Begrenzungen überschreitet. Besondere Steuersystemauslegungen zur Implementierung dieser Strategie sind im Stand der Technik wohlbekannt.
  • Eine andere Alternative umfasst die Verwendung von einer oder mehrerer Energieversorgungen bzw. Leistungszufuhren, welche es ermöglichen, dass eine oder mehrere Elektroden gleichzeitig mit Energie versorgt werden und welche eine aktive Steuervorrichtung aufweist zum Begrenzen der Strompegel unterhalb eines vorher ausgewählten maximalen Pegels. Bei dieser Anordnung würden nur eine oder mehrere Elektroden gleichzeitig für eine kurze Periode mit Energie versorgt bzw. erhitzt werden. Eine Schaltvorrichtung würde es der nächsten oder mehreren Elektroden ermöglichen, für eine kurze Periode erhitzt bzw. mit Energie versorgt zu werden. Durch das sequentielle Erhitzen bzw. mit Energie versorgen von einer oder mehreren Elektroden kann die Wechselwirkung zwischen benachbarten Elektroden minimiert werden (für den Fall der Energieversorgung bzw. des Erhitzens von mehreren Elektroden, welche mit dem maximal möglichen Abstand innerhalb des Gesamtumfanges bzw. der Gesamtenveloppe des Elektrodenfeldes positioniert sind) oder eliminiert bzw. unterdrückt werden (für den Fall des Erhitzens bzw. mit Energie versorgens von nur einer einzelnen Elektrode zu irgendeinem Zeitpunkt). Wie zuvor kann eine Widerstandsmessvorrichtung für jede Elektrode vor dem Anlegen einer Leistung verwendet werden, wobei ein (gemessener) niedriger Widerstand (unterhalb eines Vorher ausgewählten Pegels) verhindern wird, dass die Elektrode während eines gegebenen Zyklus erhitzt bzw. mit Energie versorgt wird. Anhand eines Beispieles würde das sequentielle Versorgungs- bzw. Zufuhr- und Steuerverfahren der vorliegenden Erfindung auf eine Art funktionieren, welche einem Auto-(Zünd)Verteiler bzw. -Stromverteiler ähnlich ist. Bei diesem Beispiel rotiert ein elektrischer Kontakt über Anschlüsse, welche jeweils mit einem Funkenkontakt bzw. Funkenstecker (spark plug) verbunden sind. Bei diesem Beispiel entspricht jeder Funkenkontakt der freiliegenden Oberfläche von jeder der Elektroden. Zusätzlich umfasst die vorliegende Erfindung die Vorrichtung zum Messen des Widerstandes des Mediums im Kontakt mit jeder Elektrode und verursacht, dass nur eine Spannung angelegt wird, wenn der Widerstand einen vorher ausgewählten Pegel überschreitet.
  • Das Elektrodenfeld ist über eine Kontaktoberfläche auf dem Schaft der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet. Die Fläche der Kontaktoberfläche kann innerhalb eines weiten Bereiches verändert werden und die Kontaktoberfläche kann eine Vielzahl von Geometrien annehmen, wobei bestimmte Flächen bzw. Bereichen in diesen Geometrien für bestimmte Anwendungen ausgewählt werden. Die Elektrodenfeld-Kontaktoberflächen werden Flächen aufweisen, wie oben ausgeführt und können planar, konkav, konvex, halbkugelförmig, konisch oder praktisch jede andere reguläre oder irreguläre Form aufweisen. Am gewöhnlichsten werden die Elektrodenfelder bei der distalen Spitze des elektrochirurgischen Sondenschaftes ausgebildet sein, häufig planare, disk- bzw. scheibenförmige oder halbkugelförmige Oberflächen aufweisen zur Verwendung bei Neu- bzw. Umformungsverfahren oder werden lineare Felder bzw. Arrays sein zur Verwendung beim Schneiden. Alternativ oder zusätzlich können die Elektrodenfelder auf seitlichen Oberflächen des elektrochirurgischen Sondenschaftes ausgebildet sein (zum Beispiel in der Art einer Spatel), was einen Zugriff zu bestimmten Körperstrukturen bei den elektrochirurgischen Verfahren ermöglicht.
  • Bei einer beispielhaften Ausführungsform, wie in Fig. 1 gezeigt, umfasst eine Sonde 10 einen verlängerten Schaft 13, welcher flexibel bzw. biegbar oder starr bzw. steif sein kann, wobei die biegbaren Schaffe wahlweise mit Stütz- bzw. Trägerkanülen oder anderen Strukturen (nicht gezeigt) versehen sein können. Bezugnehmend auf die Fig. 1 und 2 umfasst die Sonde 10 ein Feld von Elektrodenanschlüssen 58, welche auf der distalen Spitze 12 des Schaftes 13 angeordnet sind. Die Elektrodenanschlüsse 58 sind elektrisch voneinander isoliert bzw. getrennt und von einer gemeinsamen oder Rückflusselektrode 17 getrennt, welche auf dem Schaft proximal bzw. nahe dem Elektrodenarray angeordnet ist, vorzugsweise mit einer Entfernung von 1 mm bis 25 mm von der distalen Spitze 12. Nahe bzw. in proximaler Richtung von der Spitze 12 ist die Rückflusselektrode 17 im Allgemeinen konzentrisch mit bzw. zu dem Schaft der Sonde 10 ausgebildet. Die Sonde 10 kann so konstruiert sein, dass sie Zonen mit einer veränderten Biegbarkeit (oder anders, Steifheit) entlang der Länge der Sonde aufweisen. Es ist zum Beispiel vorteilhaft, eine größere Biegbarkeit (d. h. eine geringere Steifheit) bei dem distalen Ende der Sonde 10 (Bereich L&sub3; in Fig. 1) zu haben, um die Fähigkeit zu erhöhen, dass die Sonde einen Zugriff zu Operationsstellen hat, welche nicht in einem Weg einer direkten Linie bezüglich der Eintrittsstelle in den Körperhohlraum bzw. den Körper liegt. Bei der in Fig. 1 veranschaulichten bevorzugten Ausführungsform würde die Sonde 10 zwei oder drei Bereiche aufweisen, wobei die Bereiche L&sub1; und L&sub2; steifer sind als der Bereich L&sub3;. Die bevorzugte Länge für den Bereich L&sub1; liegt in dem Bereich von 0,5 mm bis 25 mm, für den Bereich L&sub2; in dem Bereich von 1 mm bis 20 mm und für den Bereich L&sub3; von 5 cm bis 25 cm.
  • Noch bezugnehmend auf die Fig. 1 und 2 ist jeder der Anschlüsse 58 mit einem aktiven oder passiven Steuernetzwerk innerhalb einer Energiequelle und einer Regelung bzw. Steuerung 28, verbunden mittels der individuell bzw. einzeln isolierten bzw. getrennten Leiter 42. Der proximale Teil der Sonde 10 ist auch mit einem Connector bzw. Verbindungselement 19 ausgestattet, welcher lösbar mit einem Connector 20 in einem wiederverwendbaren Griff bzw. Handgriff 22 verbunden werden kann. Der proximale Teil des Griffes 22 und ein Kabel 24 haben auch einen Connector 26 zum Erzeugen bzw. Schaffen der elektrischen Verbindungen der Steuerung bzw. Regelung 28.
  • Bezugnehmend auf Fig. 1 liefert die Energiequelle und Steuerung 28 eine Hochfrequenzspannung zu den Elektrodenanschlüssen 58 (von Fig. 2) mittels eines Kabels 24 von dem Connector 20 in dem Griff 22 zu der Buchse 26, der Leistungsquelle und der Steuerung 28. Die Leistungsquelle und Steuerung 28 weist eine Auswählvorrichtung 30 aus, um den angelegten Spannungspegel zu verändern. Ein Leiter 44 ragt von der gemeinsamen Elektrode 17 (Fig. 2) heraus bzw. erstreckt sich und ist mit der Energiequelle und Steuerung 28 durch das gleiche Kabel 24 verbunden. Die Energiequelle und Steuerung 28 umfasst auch die Vorrichtung zum Erhitzen bzw. zur Energiezufuhr der Elektroden 58 der Sonde 10 durch das Niederdrücken eines Fußpedals 39 in einem Fußpedal 37, welches nahe bei dem Benutzer angeordnet ist. Die Anordnung 37 kann auch ein zweites Pedal (nicht gezeigt) aufweisen zum ferngesteuerten Einstellen des Energiepegels, welcher an die Elektroden 58 angelegt wird.
  • Bezugnehmend auf Fig. 2 und Fig. 3 enthält die distale Spitze 12 der Sonde 10 bei der bevorzugten Ausführungsform die freiliegenden Oberflächen der Elektrodenanschlüsse 58. Die Elektrodenanschlüsse 58 sind in einer Matrix 48 aus einem geeigneten isolierenden Material (zum Beispiel Keramik oder Glas) gelagert bzw. fest angeordnet, welches zum Zeitpunkt der Herstellung in einer flachen, halbkugelförmigen oder anderen Form in Abhängigkeit von den Bedürfnissen bzw. Erfordernissen eines bestimmten Verfahrens ausgebildet werden könnte. Proximal zu der distalen Spitze 12 sind die isolierten bzw. getrennten Elektrodenkabel 42 in einem isolierenden Einsatz 14 (Fig. 3) einer allgemein zylindrischen Form enthalten, welcher sich von der Matrix 48 erstreckt und in ein röhrenförmiges Stütz- bzw. Tragelement 56 hineinragt.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 2 und 3 ist das röhrenförmige Stützelement 56 vorzugsweise aus einem elektrisch leitfähigen Material ausgebildet, gewöhnlich Metall und ist innerhalb eines elektrisch isolierenden Mantels bzw. Hülse 18 angeordnet. Das elektrisch leitfähige röhrenförmige Trag- bzw. Stützelement 56 definiert die gemeinsame oder Rückflusselektrode 17 in Bezug auf das Feld der einzelnen Elektroden 12, um den elektrischen Schaltkreis zu schließen, so dass ein Strom zwischen jeder einzelnen Elektrode 58 und der gemeinsamen Elektrodenstruktur 17 fließen wird. Die gemeinsame Elektrode 17 ist nahe der distalen Spitze 12 der Sonde 10 angeordnet. Der isolierende Einsatz 14 distal zu der gemeinsamen Elektrode 17 ist aus einem elektrisch isolierenden Material zusammengesetzt, wie zum Beispiel Epoxidharz bzw. Epoxy, Kunststoff, Keramik, Glas oder ähnliches. Das elektrisch leitfähige röhrenförmige Tragelement 56 wird vorzugsweise ausreichend starr bzw. steif sein, um eine geeignete Säulenstärke zur Verfügung zu stellen, um die Körperstrukturen mit dem Schaft der Sonde 10 zu manipulieren bzw. zu verändern. Das röhrenförmige Element 56 ist aus einem Material zusammengesetzt, welches aus einer Gruppe ausgewählt wird, welche aus rostfreiem Stahl, Titan oder seinen Legierungen, Molybden oder seinen Legierungen, und Nickel oder seinen Legierungen besteht. Das elektrisch leitfähige röhrenförmige Element 56 wird vorzugsweise aus dem gleichen Metall oder Legierung zusammengesetzt sein, welche die Elektrodenanschlüsse 58 bildet, um jedes Potential für eine Korrosion oder die Erzeugung von elektrochemischen Potentialen aufgrund des Vorliegens von unterschiedlichen Metallen, welche innerhalb eines elektrisch leitfähigen Fluids 50 enthalten sind, wie zum Beispiel einer isotonischen Saline bzw. Salzlösung, welche gewöhnlich als eine Spülung für die beabsichtigten Anwendungen verwendet wird, zu minimieren.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 2 und 3 umfasst die gemeinsame Elektrodenanschlussstruktur 17 ein perforiertes bzw. durchlöchertes Schild bzw. Abschirmung 16, welches aus einem elektrischen isolierenden Material gebildet ist, welches porös ist oder welches Öffnungen enthält, welche es einer umgebenden elektrisch leitfähigen Flüssigkeit 50 (zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung) ermöglichen, die elektrisch leitfähige Schicht 54 zu kontaktieren, welche elektrisch mit dem röhrenförmigen Element 56 gekoppelt ist. Wie in Fig. 3 gezeigt, kann ein ringförmiger Spalt 54 zwischen dem elektrisch isolierenden Element 16 und dem gemeinsamen Elektrodenelement 56 vorgesehen sein. Proximal zu dem gemeinsamen Elektrodenbereich 17 ist das röhrenförmige Element 56 über seinem gesamten Umfang durch den elektrisch isolierenden Mantel 18 abgedeckt, welcher gewöhnlich als eine oder mehrere elektrisch isolierende Ummantelungen oder Beschichtungen ausgebildet ist, wie zum Beispiel Polytetrafluorethylen, Polyimid und ähnliches. Der ringförmige Spalt 54 weist vorzugsweise kapillare Abmessungen auf, um einen Flüssigkeits- bzw. Fluidkontakt zu maximieren, selbst wenn die gemeinsame Elektrodenanschlussstruktur 17 nicht vollständig in die elektrisch leitfähige Flüssigkeit eingetaucht ist.
  • Das Vorsehen des elektrisch isolierenden Schildes bzw. Abschirmung 16 über die gemeinsame Elektrodenstruktur 17 verhindert einen direkten elektrischen Kontakt zwischen der Oberfläche des ringförmigen bzw. röhrenförmigen Elements 56 und jeder benachbarten Körperstruktur. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (zum Beispiel einer Sehne) und einem freiliegenden gemeinsamen Elektrodenelement 56 könnte zu einer nicht erwünschten Erhitzung und Nekrose der Struktur bei dem Kontaktpunkt führen. Wie in Fig. 3 gezeigt, wird jeder Kontakt zwischen der gemeinsamen Elektrodenstruktur 17 (einschließlich dem perforierten Schild 16) und einer Körperstruktur nur zu dem Durchgang von Flusslinien 60 mit einer relativ niedrigen Flussdichte führen, wodurch die Joulsche Erhitzung minimiert wird, welche bei jeder benachbarten Körperstruktur auftreten könnte. Bezugnehmend auf die Fig. 1 und 3 kann eine elektrische Verbindung bzw. Kommunikation zwischen dem röhrenförmigen Element 56 und dem Verbindungselement 19 durch ein elektrisch leitfähiges Draht- bzw. Leitungskabel 44 zur Verfügung gestellt werden.
  • Die Elektrodenanschlüsse 58 sind elektrisch voneinander getrennt bzw. isoliert und miteinander in einem Feld durch die elektrisch isolierende Matrix 48 befestigt bzw. festgehalten. Die isolierende Matrix 48 kann eine Keramik, Glas oder ein anderes bei hoher Temperatur isolierendes Material sein. Proximal zu der distalen Spitze 12 sind die Elektrodendrähte 42 mit einem elektrisch isolierenden Material (zum Beispiel Polyimid) bedeckt und sind in dem röhrenförmigen Element 56 enthalten, welches sich über die Länge der Sonde 10 erstreckt. Das distale Spitzenende 12 der Sonde 10 umfasst die gemeinsame Elektrodenstruktur 17, welche sich über eine Länge L&sub2; erstreckt, welche von 1 bis 20 mm reichen kann, vorzugsweise von 2 mm bis 20 mm reicht. Ein Spitzenoffset bzw. -versatz L&sub1; schafft eine minimale Trennung zwischen der gemeinsamen Elektrode 17 und dem Feld der Elektroden 12 und ist gewöhnlich mindestens 0,5 mm, gewöhnlicher mindestens 1 mm und manchmal 2 mm oder größer und liegt vorzugsweise in dem Bereich von 0,5 mm bis 2 mm.
  • Ein zentraler Aspekt der vorliegenden Erfindung ist die Fähigkeit der Sonde 10 Flusspegel einer hohen Energie selektiv nur zu den beabsichtigten Bereichen bzw. Flächen zu liefern bzw. abzugeben, d. h. dem Zielgewebe T und nicht an umgebendes, gesundes Gewebe oder elektrisch leitfähige Flüssigkeiten (zum Beispiel eine isotonische Salzlösungsspülung). Eine solche gerichtete Energieübertragung führt zu einer selektiven Erhitzung des Zielgewebes, was es der Sonde ermöglicht, das Zielgewebe zu schneiden, abzutragen oder neu zu formen. Bezugnehmend auf die Fig. 2 und 3, wenn das Elektrodenfeld 12 der Sonde 10 gegen einen Bereich des Zielgewebes 52 gedrückt bzw. eingesetzt wird, werden einige der Elektrodenanschlüsse 58 im Kontakt mit dem Zielgewebe stehen, während andere Elektrodenanschlüsse im Kontakt mit einem elektrisch leitfähigen Fluid bzw. Flüssigkeit 50 sein werden. Jeder der Elektrodenanschlüsse 58 erfasst eine elektrische Impedanz, welche für das Material charakteristisch ist, welches zwischen den einzelnen Elektrodenanschlüssen 58 und der gemeinsamen Elektrodenstruktur 17 angeordnet ist. Die vorliegende Erfindung zieht einen Vorteil aus der Tatsache, dass die elektrische Impedanz (spezifischer Widerstand) des typischen Zielgewebes bei Frequenzen von 50 kHz oder größer (zum Beispiel Faserknorpel und Gelenkknorpel) um einen Faktor von ungefähr 4 oder mehr größer ist als derjenige der umgebenden elektrisch leitfähigen Flüssigkeit 50, welche gewöhnlich als eine Spülung während arthroskopischen und endoshopischen Verfahren verwendet wird. Demzufolge werden, wenn der Strom, welcher durch jeden der Elektrodenanschlüsse 58 hindurchfließt, auf einen vorher ausgewählten maximalen Wert begrenzt werden, die Bereiche mit einem höheren elektrischen Widerstand mehr Joulsche Erhitzung bzw. Erwähnung erzeugen (Leistung = I²R, wobei I der Strom durch den Widerstand R ist), als ein Bereich mit niedrigerem elektrischen Widerstand.
  • Im Gegensatz zur vorliegenden Erfindung zeigen elektrochirurgische Verfahren und Vorrichtungen des Standes der Technik, welche eine einzelne Elektrode umfassen, eine erheblich verringerte Effektivität bzw. Wirkungsgrad, wenn ein Teil der freiliegenden Elektrode im Kontakt mit einem Flussweg mit niedrigem Widerstand steht (zum Beispiel eine isotonische Salzlösungsspülung). Bei diesen Umständen wird der Großteil der Leistung, welcher von der einzelnen Elektrodenspitze zugeführt wird, innerhalb des elektrisch leitenden Fluides mit niedrigem Widerstand gestreut bzw. verteilt, wodurch die Fähigkeit, das Zielgewebe zu schneiden oder abzutragen, erheblich verringert wird.
  • Des Weiteren kann gemäß den Lehren der vorliegenden Erfindung eine Temperaturmessvorrichtung in der distalen Spitze 12 vorgesehen sein, um die Leistungszufuhr zu begrenzen, wenn die gemessenen Temperaturen die vom Benutzer ausgewählten Pegel überschreiten. Deshalb wird durch jede oder durch eine Kombination dieser beiden oben beschriebenen Vorrichtungen das Zielgewebe selektiv aufgeheizt werden, wobei die leitfähigen Flüssigkeiten einen minimalen Anstieg der Temperatur erfahren werden. Demzufolge wird die Sonde 10 selektiv und effizient bzw. wirksam das Zielgewebe schneiden oder abtragen.
  • Weiter bezugnehmend auf Fig. 3 ist ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung die Begrenzung von hohen Stromdichten oder -flüssen auf einen begrenzten Bereich 62, wie durch die Stromflusslinien 60 definiert. Die Begrenzung der hohen Stromdichten auf einen begrenzten Bereich 62 ermöglicht es, dass naheliegendes gesundes Gewebe bei oder nahe normalen physiologischen Temperaturen bleibt, wodurch die Tiefe einer Nekrose in umgebendes oder darunter liegendes gesundes Gewebe 52 auf eine Tiefe von ungefähr einem Elektrodendurchmesser begrenzt wird.
  • Alternativ kann durch das Erhitzen bzw. mit Energie versorgen von nur einer oder mehreren Elektrodenanschlüssen 58 zu irgendeinem Zeitpunkt die Tiefe einer Nekrose noch weiter verringert werden, weil die thermische Relaxationszeit bzw. Ausgleichszeit zwischen den Energieimpulsen für jede spezifische Elektrode dazu dienen wird, die Tiefe der Nekrose weiter zu begrenzen.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 1 und 4 umfasst das proximale Ende der Sonde 10 einen Connector 19, welcher eine Mehrzahl von elektrisch leitfähigen Pins bzw. Stiften oder Kontaktelementen 74 aufweist, welche in elektrischer Verbindung mit jedem Elektrodendraht 42 stehen. Die elektrische Verbindung kann durch ein mechanisches Crimpen des Endpunktes eines Connector-Pins 74 auf den blanken (freiliegenden) Elektrodenleitungsdraht 42 bei der Stelle 80 erhalten werden. Alternativ kann der Elektrodenleitungsdraht geschweißt, hartgelötet oder gelötet werden an bzw. mit dem Connector-Pin 74 bei der Stelle 80. Ähnlich ist der Rückflussdraht bzw. -leitung 44, welche in elektrischer Verbindung steht mit dem gemeinsamen Elektrodenelement 56, mit einem Connector-Pin 76 auf eine ähnliche Art wie oben für die Elektrodenleitungen beschrieben, verbunden.
  • Die Mehrzahl der Connector-Pins 74 und 76 werden bei einem vorgegebenen voneinander beabstandeten Verhältnis beibehalten bzw. gehalten, welches einer passenden Aufnahme bzw. Steckbuchse 20 bei dem distalen Ende des Griffes 22 entspricht. Die Position der Kontaktpins 74 und 76 wird durch ein elektrisch isolierendes Element 78 beibehalten, welches innerhalb eines Connector-Gehäuses 72 unter Verwendung von Haft- bzw. Klebemitteln, Ultraschallschweißen oder ähnlichem gesichert bzw. befestigt ist. Alternativ kann das Connector-Gehäuse über den Connector-Pin-Zusammenbau 78 und das proximale Ende des Sondenschaftelements geschmolzen bzw. gegossen bzw. gepresst werden. Bei der in Fig. 4 gezeigten Ausführungsform wird das elektrisch leitfähige röhrenförmige Element 56 in das distale Ende des Connectors 72 eingefügt und unter Verwendung eines Haft- bzw. Klebemittels oder eines Guss- bzw. Einbettungs(pottng)-Materials (zum Beispiel Epoxidharz) gesichert bzw. befestigt werden. Der elektrisch isolierende Mantel 18 erstreckt sich von der proximalen Kante der gemeinsamen Elektrodenstruktur 17 zu und über einen Fortsatz 73 bei dem distalen Ende des Connector-Gehäuses 72. Der elektrisch isolierende Mantel 18 bewirkt dadurch eine flüssigkeitsdichte Abdichtung bei einer Grenzfläche 82 zwischen dem Mantel 18 und dem Connector-Fortsatz 73.Die Abdichtung verhindert das Lecken bzw. Durchdringen von elektrisch leitfähiger Flüssigkeit (zum Beispiel eine isotonische Salzlösung) in den Hohlraum, welcher die elektrischen Leitungen und Connector- Pins enthält, was zu einem elektrischen Kurzschluss zwischen den Elektroden und/oder zwischen jeder Elektroden und der gemeinsamen Elektrode 17 führen könnte.
  • Weiter bezugnehmend auf Fig. 4 kann eine abdichtende Vorrichtung 84 auch bei dem proximalen Ende des Connector-Gehäuses 72 vorgesehen sein, um das Lecken bzw. Hindurchtreten einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit (zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung) bei der Grenzfläche zwischen dem Connector 19 und dem Griff-Connector 20 zu minimieren. Das Dichtungselement 84 kann einen herkömmlichen elastomeren o-Ring umfassen, welcher in einer geeignet bemessenen o-Ring Rille innerhalb des Connector- Gehäuses 72 angeordnet ist.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 5 und 6 umfasst eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, welche für eine schnelle Abtragung bzw. Entfernung von Körperstrukturen ausgelegt ist, ein kreisförmiges Array bzw. Feld 12 von Elektrodenanschlüssen 58, welche in einem voneinander beabstandeten Verhältnis gehalten werden durch eine elektrisch isolierende Matrix 48. Zur Vereinfachung wird die identische Nummerierung für ähnliche Elemente für alle Ausführungsformen verwendet werden. Die Elektrodenanschlüsse 58 können hergestellt werden unter Verwendung von Drähten mit Durchmessern in dem bevorzugten Bereich, wie oben ausgeführt, mit einer elektrisch isolierenden Beschichtung, welche sich bis zu oder durch das elektrisch isolierende Element 58 erstreckt. Die Bereiche der Elektrodenanschlüsse 58 distal zu der distalen Oberfläche der elektrisch isolierenden Matrix 48 sind freiliegend (d. h. ohne elektrisch isolierende Beschichtung), so dass die Elektrodenanschlüsse 58 direkt bezüglich einer umgebenden, elektrisch leitfähigen Flüssigkeit (zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung) oder Körperstruktur freiliegend sind. Die Drähte und Elektrodenanschlüsse 58 werden gewöhnlich Metalle oder Metalllegierungen sein und werden bevorzugt aus einer Gruppe ausgewählt, welche besteht aus Titan, Tantal, Molybden, Wolfram, Platin, Rhodium und Legierungen davon. Die Drähte und Elektrodenanschlüsse 58 können fest sein oder können Zusammensetzungen bzw. Verbunddrähte sein mit einem Kerndraht, welcher mit einem oder mehreren der obigen Metalle, Verbindungen oder Legierungen davon beschichtet wurde. Die elektrisch isolierende Matrix 48 kann eine Keramik oder Glas oder Glas/Keramik Zusammensetzung sein (zum Beispiel Aluminiumoxid, Borsilicat-Glas, Quarzglas oder ähnliches).
  • Weiter bezugnehmend auf die Fig. 5 und 6 können die Elektrodenanschlüsse 58 um einen Abstand X&sub3; über die distale Oberfläche der elektrisch isolierenden Matrix 48 herausragen bzw. vorstehen. Die Fortsatzlänge X&sub3; kann im Bereich von 0,05 bis 1,0 mm liegen, weiter bevorzugt in dem Bereich von 0,1 mm bis 0,4 mm liegen. Der Zwischenelektroden-Abstand X&sub1; reicht von 0,07 mm bis 0,4 mm, die Elektrodenanschlüsse 58 können kreisförmig, quadratisch, rechteckig, dreieckig oder polygonal sein, oder irregulär bezüglich ihrer Querschnittsform. Die charakteristische Dimension bzw. Abmessung D&sub1; (d. h. der Durchmesser im Fall der in Fig. 6 gezeigten kreisförmigen Elektroden) reicht von 0,1 mm bis 0,5 mm in Abhängigkeit von der Gesamtabmessung bzw. -Größe der Sonde, der Rate der erforderlichen Abtragung und der maximal erlaubten Tiefe einer Nekrose der Körperstruktur, welche behandelt wird. Der Gesamtdurchmesser D&sub2; des Elektrodenfeldes 12 kann im Bereich von 0,5 mm bis 10 mm, weiter bevorzugt 1 mm bis 5 mm liegen, in Abhängigkeit von der bestimmten Anwendung und Größe der zu behandelnden Körperstruktur.) Im Falle des in Fig. 6 gezeigten kreisförmigen Elektrodenfeldes 12 sind die Elektrodenanschlüsse 58 mit einer kleinen Entfernung X&sub2; von dem Umfang der elektrisch isolierenden Matrix 58 entfernt angeordnet bzw. positioniert. Der Abstand X&sub2; wird vorzugsweise so klein, gehalten wie praktisch (möglich), um die Zone der abgetragenen bzw. abgelösten Körperstruktur zu maximieren, so dass diese sich dem Durchmesser D&sub2; des distalen Endes der Sonde 10 annähert, wodurch ermöglicht wird, dass die Sonde leicht in eine abzutragende bzw. abzulösende Körperstruktur eingreift, ohne einen mechanischen Widerstand, welcher von einer überstehenden Grenze bzw. Umfang bzw. Rand oder einem Abstand X&sub2; herrührt, wo sich keine Abtragung ereignet hat. Der Abstand X&sub2; ist vorzugsweise kleiner als 0,5 mm und weiter bevorzugt kleiner als 0,3 mm.
  • Bezugnehmend auf Fig. 7 umfasst eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, welche zum Glätten von Köperstrukturen (zum Beispiel einem Gelenkknorpel, welcher auf der Oberfläche eines Gelenkkopfes bzw. Knochenendes angeordnet ist) vorgesehen ist, wobei die Tiefe einer Nekrose des darunter liegenden Gewebes minimiert wird, Elektrodenanschlüsse 58 in einer elektrisch isolierenden Matrix 48 und ist ähnlich zu dem in den Fig. 5 und 6 gezeigten Feld, außer dass die Elektrodenanschlüsse 58 mit der Oberfläche der elektrisch isolierenden Matrix 48 gleichgemacht bzw. eingeebnet werden. Die Abtragungsrate, welche bei der Verwendung der "eingeebneten" ("flush") Elektrodenanschlüsse 58 erreichbar ist, ist niedriger als diejenige für Elektroden, welche über die Oberfläche der elektrisch isolierenden Matrix 48 herausragen, jedoch kann eine solche eingeebnete (flush) Elektrodenstruktur eine glattere Oberfläche auf dem behandelten Körpergewebe liefern, wobei die Tiefe der Abtragung bzw. Ablation und Nekrose minimiert wird.
  • Bezugnehmend auf Fig. 8 ist eine alternative Anordnung des Schaftes einer Sonde 100 veranschaulicht. Diese Anordnung ist ähnlich zu der Anordnung mit dem Elektrodenfeld bzw. -array auf der distalen Spitze 12 der Sonde 10 und dem Schaft 14, welche in den Fig. 5 und 7 gezeigt ist, außer dass der Schaft 14 nahe dem distalen Ende der Sonde 100 mit einem Winkel in Bezug auf die longitudinale Achse der Sonde gebogen ist. Der Winkel kann von ungefähr 15º bis 90º oder mehr reichen in Abhängigkeit von einer bestimmten zu behandelnden Gewebestruktur. Als Beispiel ermöglicht die Elektrodenanschluss 58- Anordnung, welche in Fig. 8 gezeigt ist, dass das Elektrodenfeld über eine Körperstruktur bewegt wird, welche parallel zu der longitudinalen Achse der Sonde 100 angeordnet ist, wobei die Bewegung einer Vorwärts- und Rückwärts-Bewegung des Sondengriffes 22 entspricht. Die Elektrodenanschlüsse 58 können über die Oberfläche der elektrisch isolierenden Matrix 48 herausragen, wie in den Fig. 5 und 8 gezeigt, oder können mit der elektrisch isolierenden Matrix 48 eingeebnet sein, wie in Fig. 7 gezeigt.
  • Eine weitere andere Ausführungsform des Elektrodenfeldes der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 9 veranschaulicht, wobei die Elektrodenanschlüsse 58 auf zwei (oder mehr) Oberflächen des distalen Endes einer Sonde 120 angeordnet sind. Anhand eines Beispieles können die Elektrodenanschlüsse 58a auf einer seitlichen Oberfläche angeordnet sein, voneinander beabstandet sein durch eine elektrisch isolierende Matrix 48a und die Elektroden 58b können auf der distalen Spitze der Sonde 120 angeordnet sein, voneinander beabstandet durch eine elektrisch isolierende Matrix 48b. Die zwei Elektrodenfelder werden durch ein elektrisch isolierendes Element 82 getragen bzw. gestützt, vorzugsweise mit abgerundeten atraumatischen Kanten 80, um jede nicht gewünschte mechanische Beschädigung (zum Beispiel das Abreißen bzw. Abtragen) des behandelten Gewebes, zu verhindern. Wie bei den vorigen Ausführungsformen beschrieben, ist eine gemeinsame Elektrodenstruktur 17 proximal zu diesen Elektrodenfeldern angeordnet, um den elektrischen Strom-Rückflussweg zur Verfügung zu stellen.
  • Eine weitere andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in den Fig. 10 und 11 veranschaulicht. Bei dieser Ausführungsform erstreckt sich ein elektrisch isolierendes Schild 74 (oder Element mit einer elektrisch isolierenden Beschichtung) über ein Feld von Elektrodenanschlüssen 58 mit einer Breite, Länge und Dicke, welcher geeignet ist, um es den Elektrodenanschlüssen 58 bei der Spitze der Sonde 140 zu ermöglichen, in eine Körperstruktur 52 (zum Beispiel einen Meniskus) einzugreifen, wobei jeder Stromfluss und eine entsprechende Beschädigung zu anderen eng bzw. benachbart positionierten Körperstrukturen 92 verhindert wird (zum Beispiel dem nahegelegenen Gelenkknorpel 92, welcher auf der Oberfläche des Gelenkkopfes bzw. Knochenendes 90 angeordnet ist). Auf diese Art kann das Feld des bzw. der Elektrodenanschlüsse 58 in engen Kontakt mit dem Zielgewebe 52 gebracht werden, ohne irgendwelche nahegelegenen kritischen Körperstrukturen zu gefährden. Als Beispiel kann das Schild 74 ein Metallstreifen oder - fortsatz von dem Sondenkörper sein, welcher abgedeckt oder beschichtet ist mit einer elektrischen Isolierung. Alternativ kann das spatelförmige Element 74 durch Spritzguss als ein integraler Teil des isolierenden Einsatzes 14 ausgebildet werden.
  • Eine weitere andere Ausführungsform ist in Fig. 12 veranschaulicht und ist ausgelegt zum Schneiden von Körperstrukturen. Bei dieser Ausführungsform sind die Elektrodenanschlüsse 58 in einem linearen oder spaltenförmigen Feld von einer oder mehr eng beabstandeten Spalten bzw. Säulen angeordnet, so dass, wenn die Elektroden 58 entlang der längeren Achse (durch den Pfeil 160 in Fig. 12 bezeichnet) bewegt werden, die Stromflusslinien eng bzw. nahe bei der Spitze der Elektrodenanschlüsse 58 begrenzt werden und zu einem Schneideffekt in der behandelten Körperstruktur führen. Wie zuvor treten die Stromflusslinien 60, welche von den Elektrodenanschlüssen 58 entspringen bzw. ausgehen, durch die elektrisch leitende Flüssigkeit hindurch zu der gemeinsamen Elektrodenstruktur 17, welche proximal bei der Sondenspitze angeordnet ist.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 13, 14 und 15 sind verschiedene alternative Geometrien für die Elektrodenanschlüsse 58 gezeigt. Diese alternativen Elektrodengeometrien ermöglichen es, dass die elektrischen Stromdichten, welche von den Elektrodenanschlüssen. 58 ausgehen, konzentriert werden, um eine erhöhte Ablations- bzw. Abtragungsrate und/oder einen konzentrierteren Abtragungseffekt zu erhalten aufgrund der Tatsache, dass schärfere Kanten (d. h. Bereiche mit kleineren Radii oder Krümmung) zu höheren Stromdichten führen. Fig. 13 veranschaulicht einen abgeflachten Vorsprung bzw. Fortsatz eines runden Drahtelektrodenanschlusses 58, welcher zu höheren Stromdichten bei den Kanten 180 führt. Ein anderes Beispiel ist in Fig. 14 gezeigt, wobei der Elektrodenanschluss 58 zu einem konus- bzw. kegelförmigen Punkt 182 geformt bzw. ausgebildet ist, was zu höheren Stromdichten bei der Spitze des Kegels führt. Ein anderes Beispiel ist in Fig. 15 gezeigt, bei welchem die Elektrode 58 ein quadratischer Draht und nicht ein runder Draht ist. Die Verwendung eines quadratischen Drahtes führt zu höheren Stromdichten entlang jeder Kante 184, welche von der Verbindung von benachbarten Flächen herrührt.
  • Bezugnehmend auf Fig. 16 weist eine Hochfrequenz-Leistungsversorgung 28 eine Spannungsquelle 98 auf, welche mit einer Mehrzahl von strombegrenzenden Elementen 96a, 96b, ... 96z verbunden ist, was gewöhnlich Induktivitäten bzw. Spulen sind mit einer Induktivität in dem Bereich von 100 bis 5.000 Microhenry, wobei der spezielle Wert von den Abmessungen des Elektrodenanschlusses, den gewünschten Ablations- bzw. Abtragungsraten und ähnlichem abhängt. Im Falle der Abtragung von Gelenk- und Faserknorpel werden geeignete induktivitäten gewöhnlich in dem Bereich von 50 bis 5.000 Microhenry liegen. Kondensatoren mit Kapazitätswerten in dem Bereich von 200 bis 10.000 Picofarad können auch als strombegrenzende Elemente verwendet werden.
  • Die strombegrenzenden Elemente können auch ein Teil einer Resonanzkreisstruktur sein, mit einem Kondensator 101 in Serie geschaltet zu dem Elektrodenanschluss und einer Spule 103 zwischen dem Elektrodendraht und dem gemeinsamen Draht bzw. der Sammelleitung, wie in Fig. 16A veranschaulicht. Die Induktivitäts- und Kapazitäts-Werte werden in Abhängigkeit von der Betriebsfrequenz der Spannungsquelle 98 ausgewählt. Beispielhaft können bei einer Betriebsfrequenz von 100 kHz die strombegrenzenden Schaltkreisstrukturen Spulen/Kondensator-Kombinationen beinhalten, wie zum Beispiel mit (1) 2.530 Microhenry und 1.000 Picofarad; (2) 5.390 Microhenry und 470 Picofarad; oder (3) 11.400 Microhenry bzw. 220 Picofarad.
  • Es wäre auch möglich, Widerstände als die strombegrenzenden Elemente zu verwenden. Die Verwendung von Widerständen wird jedoch im Allgemeinen weniger bevorzugt als die Verwendung von Spulen oder Kondensator/Spulen-abgestimmten Schaltkreisstrukturen, weil die Widerstände erhebliche IR² Leistungsverluste aufweisen werden, welche im Allgemeinen mit den Schaltkreisen der Fig. 16 und 16A vermieden werden.
  • Bezugnehmend auf die Fig. 1, 16 und 16A sind alle einzelnen Leitungen 97 der strombegrenzenden Elemente 96 und 101/103 entfernbar bzw. loslösbar mit den Leitungen 92 in dem Kabel 24 über den Connector bzw. das Verbindungselement 26 verbunden. Ein gemeinsamer Elektrodendraht bzw. -leitung 99 von der Spannungsquelle 98 ist loslösbar bzw. entfernbar mit der Leitung bzw. dem Draht 94 in dem Kabel 24 über den gleichen Connector 26 verbunden. Jeder der Elektrodendrähte bzw. -leitungen 92 und Sammel- bzw. gemeinsamen Elektrodenleitungen 94 in dem Kabel 24 ragen in den Griff 22 hinein und hindurch und enden in dem Connector 2< ), angeordnet bei dem distalen Ende des Griffes 22. Wie unter Bezugnahme auf die Fig. 2 und 4 beschrieben, sind die elektrischen Leitungen bzw. Drähte 92 und die gemeinsame bzw. Sammelelektrodenleitung 94 mit den Elektrodendrähten bzw. Leitungen 42 und der gemeinsamen bzw. Sammelelektrodenleitung 44 verbunden über das Interface bzw. die Schnittstelle zwischen den lösbar bzw. abnehmbar aneinander anbringbaren Connectoren 19 und 20. Auf diese Art kann jede der Elektroden in dem Feld 12 durch eine einzelne Spannungsquelle 98 mit unabhängigen strombegrenzenden Elementen oder Schaltkreisstrukturen erhitzt bzw. mit Leistung versorgt werden, welche an jeder Elektrodenleitung bzw. -draht 42 über die Kabelleitung 92 und die Steuerleitung 96 angebracht sind.
  • Eine Strombegrenzung könnte alternativ erhalten werden durch das Vorsehen einer getrennten Energie- bzw. Leistungsversorgung und einen Strommessschaltkreis für jeden Elektrodenanschluss. Der Stromfluss zu jedem Elektrodenanschluss, welcher eine vorher ausgewählte (oder voreingestellte) Grenze überschreitet, würde verringert oder unterbrochen werden.
  • Eine andere Ausführungsform der Sonde der vorliegenden Erfindung, welche zum Schneiden oder Abtragen von Körperstrukturen beabsichtigt ist, welche von einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit (zum Beispiel eine isotonische Salzlösungsspülung) umgeben ist, ist in Fig. 17 gezeigt. Zwei Paare von Elektrodenanschlüssen 58a/59a und 58b/59b mit abgeflachten Spitzen sind gezeigt. Die Leitungen bzw. Drähte 58a und 58b sind elektrisch voneinander getrennt bzw. isoliert und einzeln mit einer getrennten bzw. separaten Leistungsquelle oder einer gemeinsamen Spannungsversorgung mit einem unabhängigen strombegrenzenden Schaltkreis verbunden, wie oben ausgeführt. Wenn eine unabhängige Leistungsquelle für jedes Paar verwendet wird, dann fließt ein Strom zwischen den Elektroden in dem Paar 58a und 59a, sowie zwischen den Elektroden in dem Paar 58b und 59b. Wenn die Leitungen 44a und 44b von den Elektroden 59a und 59b mit einer gemeinsamen Elektrode 99 in der Leistungszufuhr 28 verbunden sind, dann wird ein Strom zwischen den Elektrodenanschlüssen 58a/58b und den Elektroden 59a/59b fließen. Insbesondere wird ein Strom auch zwischen der Elektrode 58b und 59a fließen. Die lineare Anordnung der Elektroden in Fig. 17 ist insbesondere sehr gut geeignet bzw. ausgelegt zum schnellen Schneiden von Körperstrukturen, wobei die Stromflusslinien 60 in bzw. zu der näheren Umgebung der Spitze der Sonde begrenzt bzw. verringert werden bzw. sind.
  • Eine andere Ausführungsform der Sonde der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 18 gezeigt. Die Sonde 200 weist einen flexiblen bzw. biegbaren distalen Bereich 112 auf, welcher relativ zu einer longitudinalen Achse 114 abgelenkt bzw. gebogen werden kann. Eine solche Ablenkung bzw. Biegung bzw. Krümmung kann selektiv durch eine mechanische Spannung induziert bzw. verursacht werden, beispielsweise durch die axiale Translation bzw. Verschiebung eines Daumenschiebeschalters 108, welcher auf dem Griff 22 angeordnet ist, welcher wiederum die Spannung bei einem radial versetzten Zugdraht 110 erhöht oder verringert, welcher zwischen dem Schiebeschalter und dem distalen Ende der Sonde 200 verbunden bzw. angeordnet ist. Alternativ kann ein Formgedächtnis (shape memory)-Draht verwendet werden, welcher sich in Abhängigkeit von Temperaturveränderungen in dem Draht ausdehnt oder zusammenzieht, welche durch extern angelegte Erwärmungsströme induziert bzw. verursacht werden. Der Daumen-Schiebeschalter 108 könnte mit einem Regel- bzw. Schiebewiderstand (nicht gezeigt) verbunden sein, welcher einen Erwärmungsstrom durch den Draht 110 steuern könnte, welcher bewirkt, dass sich der Draht ausdehnt oder zusammenzieht, in Abhängigkeit von dem Pegel des angelegten Stromes. Die steuerbare Krümmungs- bzw. Ablenkungsvorrichtung verbessert einen Zugriff zu Körperstrukturen in bestimmten chirurgischen Situationen.
  • Obwohl die vorhergehende Erfindung im Detail zur Veranschaulichung anhand eines Beispieles beschrieben wurde aus Gründen der Klarheit des Verständnisses ist es offensichtlich, dass bestimmte Veränderungen und Abwandlungen innerhalb des Schutzbereiches der beiliegenden Ansprüche durchgeführt werden können.

Claims (51)

1. Verfahren zum Anwenden bzw. Anlegen von elektrischer Energie an eine Struktur innerhalb des Körpers eines Patienten, wobei das Verfahren umfasst:
das Positionieren einer elektrochirurgischen Sonde benachbart zu bzw. angrenzend an die Körperstruktur, so dass ein Elektroden-Array bzw. Elektroden-Feld, welches eine Mehrzahl von getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüssen aufweist, zumindest teilweise in Kontakt mit der Körperstruktur gebracht wird; und
das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen das Elektroden-Feld bzw. -Array und eine gemeinsame bzw. Sammelelektrode an oder in dem Patientenkörper.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Stromfluss von mindestens zwei der Elektrodenanschlüssen unabhängig geregelt bzw. gesteuert wird, basierend auf einer Impedanz zwischen dem Elektrodenanschluss und der gemeinsamen Elektrode.
3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei der Stromfluss begrenzt wird, wenn ein Weg mit niedriger Impedanz vorliegt zwischen dem Elektrodenanschluss und der gemeinsamen bzw. Sammelelektrode.
4. Verfahren nach Anspruch 2, wobei ein Stromfluss begrenzt wird, wenn ein Weg mit hoher Impedanz zwischen dem Elektrodenanschluss und der gemeinsamen Elektrode vorliegt.
5. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Hochfrequenzspannung in dem Bereich von 20 kHz bzw. 20 MHz und in dem Bereich von 5 V bis 300 V (Effektivwert; RMS) liegt.
6. Verfahren nach Anspruch 1, weiter aufweisend das Messen einer Temperatur bei einer Grenzfläche zwischen dem Elektrodenfeld und der Körperstruktur und das Regeln bzw. Steuern der Spannung, des Stromes oder des Tastgrades (duty cycle), um eine voreingestellte Grenzwerttemperatur beizubehalten.
7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Elektrodenfeld in einer elektrisch leitfähigen Umgebung vorliegt.
8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei die elektrisch leitfähige Umgebung eine Salzlösung bzw. Saline aufweist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei das Elektrodenfeld gegen bzw. an Bindegewebs- bzw. fibrösem bzw. Faserknorpel oder Gelenk(Flächen)Knorpel positioniert wird, um eine Oberfläche davon abzulösen bzw. abzutragen.
10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die elektrochirurgische Sonde perkutan durch eine Zugriffskanüle eingeführt wird.
11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüsse jeweils eine Kontaktfläche unterhalb von 15 mm² aufweisen.
12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüsse Kontaktoberflächen mit einer Fläche in dem Bereich von 0,001 m² bis 2 mm² aufweisen.
13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Fläche in dem Bereich von 0,01 mm² bis 1 mm² liegt.
14. Verbessertes Verfahren für einen elektrochirurgischen Eingriff der Art, bei welcher eine hochfrequente Spannung von einer Energie- bzw. Leistungszuführ durch eine Elektrodenoberfläche angelegt wird, welche gegen bzw. mit einer Körperstruktur in Kontakt ist, wobei die Verbesserung das Kontaktieren bzw. Berühren der Körperstruktur mit einem Elektroden-Array bzw. Elektroden-Arrayfeld aufweist und das unabhängige Begrenzen des Stromflusses durch die einzelnen Anschlüsse des Elektroden-Arrays, wobei diejenigen Anschlüsse, welche zurück zu bzw. mit der Energie- bzw. Leistungszufuhr verbunden sind, über Wege mit niedriger elektrischer Impedanz keine übermäßige Erhitzung bzw. Erwärmung verursachen werden.
15. Verbessertes Verfahren nach Anspruch 14, wobei ein Hochfrequenzstrom unabhängig an jeden Elektrodenanschluss durch eine strombegrenzte Energie- bzw. Leistungsquelle zugeführt wird.
16. Verbessertes Verfahren nach Anspruch 15, wobei die Spannung, der Strom oder der Tastgrad, welcher an alle Elektrodensegmente angelegt wird, gemeinsam geregelt bzw. gesteuert wird, um eine voreingestellte Temperatur bei einer Grenzfläche zwischen der Elektrodenoberfläche und der Körperstruktur beizubehalten.
17. Elektrochirurgische Sonde mit:
einem Schaft mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende;
einem Elektrodenfeld, welches nahe dem distalen Ende des Schaftes angeordnet ist, wobei das Array bzw. Feld eine Mehrzahl von elektrisch getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüssen aufweist, welche über einer Kontaktoberfläche verteilt sind; und
einem Verbindungselement bzw. Connector, welcher nahe dem proximalen Ende des Schaftes angeordnet ist zum elektrischen Koppeln der Elektrodenanschlüsse mit einer hochfrequenten Spannungsquelle.
18. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei der Schaft im Allgemeinen starr bzw. steif über mindestens einen Teil seiner Länge ist.
19. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei der Schaft über mindestens einen Teil seiner Länge biegbar bzw. flexibel ist.
20. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 19, wobei der Schaft über bzw. bei mindestens seinem distalen Ende flexibel bzw. biegbar ist und weiter eine Vorrichtung aufweist zum selektiven Ablenken bzw. Krümmen des flexiblen bzw. biegbaren distalen Endes.
21. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, weiter aufweisend eine gemeinsame bzw. Sammelelektrode auf dem Schaft, wobei der Connector auch elektrisch die gemeinsame bzw. Sammelelektrode mit der Hochfrequenz-Spannung squelle koppelt.
22. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 21, weiter aufweisend ein perforiertes bzw. durchlöchertes elektrisch nicht leitfähiges Schild über die gemeinsame bzw. Sammelelektrode.
23. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 22, wobei das Schild radial entfernt von der gemeinsamen Elektrode beabstandet ist, um einen kapillaren Spalt auszubilden.
24. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 21, wobei das Elektrodenfeld über der distalen Spitze des Schaftes angeordnet ist.
25. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 21, wobei die gemeinsame Elektrode eine Bandelektrode ist, welche nahe zu bzw. in proximaler Richtung des Elektrodenfeldes mit einem Abstand in dem Bereich von 0,5 mm bis 2 mm beabstandet ist.
26. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 25, wobei das Elektrodenfeld eine Fläche in dem Bereich von 0,01 mm² bis 2,5 cm² aufweist.
27. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 19, wobei die getrennten bzw. isolierten Elektrodenanschlüsse jeweils eine Kontaktfläche von unterhalb 5 mm² aufweisen.
28. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 27, wobei die isolierten bzw. getrennten Elektrodenanschlüsse eine Fläche in dem Bereich von 0,001 mm² bis 2 mm aufweisen.
29. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 28, wobei die Elektrodenanschlussfläche in dem Bereich von 0,01 mm² bis 1 mm² liegt.
30. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei das Elektrodenfeld über einer lateralen bzw. seitlichen Oberfläche des Schaftes angeordnet bzw. verteilt ist.
31. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei das Elektrodenfeld in einem linearen Muster angeordnet ist, um als eine schneidende Klinge zu wirken.
32. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei das Elektrodenfeld mindestens vier Elektrodenanschlüsse aufweist.
33. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, weiter, aufweisend einen Temperatursensor, welcher in dem Elektrodenfeld angeordnet ist, wobei der Connector auch elektrisch den Temperatursensor mit der Hochfrequenz-Spannungsquelle koppelt.
34. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei die Elektrodenanschlüsse voneinander beabstandet sind mit einem Abstand in dem Bereich von ungefähr 1/10 von einer Anschlussbreite.
35. Elektrochirurgische Sonde nach Anspruch 17, wobei die Elektrodenanschlüsse distal von dem distalen Ende des Schaftes mit einem Abstand in dem Bereich von 0,05 mm bis 1 mm herausragen bzw. vorstehen.
36. Elektrochirurgische Energie- bzw. Leistungszufuhr mit:
einer Mehrzahl von unabhängigen strombegrenzten Stromquellen;
einer gemeinsamen bzw. Sammelelektrodenverbindung; und
einem Verbindungselement bzw. Connector, welcher mit einem Connector auf einer elektrochirurgischen Sonde zusammenpasst, um elektrisch die einzelnen der Stromquellen mit den einzelnen Elektrodenanschlüssen innerhalb der elektrochirurgischen Sonde zu koppeln.
37. Elektrochirurgische Energiezufuhr nach Anspruch 36, wobei die unabhängigen Stromquellen strombegrenzende Induktivitäten bzw. Spulen parallel zueinander und in Serie mit einer gemeinsamen bzw. Sammelspannungsquelle aufweisen.
38. Elektrochirurgische Energiezufuhr nach Anspruch 36, wobei die unabhängigen Stromquellen strombegrenzende Kondensatoren parallel zueinander und in Serie zu einer gemeinsamen Spannungsquelle aufweisen und Widerstände parallel zueinander und in Serie zu der gemeinsamen bzw. Sammelelektrodenverbindung.
39. Elektrochirurgische Energiezufuhr bzw. -versorgung nach Anspruch 36, weiter aufweisend eine Temperatursteuerung bzw. -regelung, welche den Ausgabe- oder Tast(duty)Zyklus der Spannungsquelle einstellt bzw. abgleicht in Reaktion auf einen festgelegten Temperaturpunkt und einen gemessenen Temperaturwert, welcher von der elektrochirurgischen Sonde durch bzw. über den Connector empfangen wurde.
40. Elektrochirurgisches System mit einer elektrochirurgischen Sonde und einer elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungszufuhr, wobei die elektrochiruxgische Sonde aufweist:
einen Schaft mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende;
ein Elektrodenfeld, welches nahe dem distalen Ende des Schaftes angeordnet ist, wobei das Feld eine Mehrzahl von elektrisch isolierten bzw. getrennten Elektrodenanschlüssen aufweist, welche über einer Kontaktoberfläche angeordnet bzw. verteilt sind; und
einen Connector nahe dem proximalen Ende des Schaftes zum elektrischen Koppeln der Elektrodenanschlüsse einzeln mit der elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungszuführ;
und wobei die elektrochirurgische Energiezufuhr aufweist:
eine Mehrzahl von unabhängigen Stromquellen; und
ein Verbindungselement bzw. Connector, welches mit dem Schaftconnector zusammenpasst, um einzelne der Stromquellen mit einzelnen der Elektrodenanschlüsse elektrisch zu koppeln.
41. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei der Schaft im Allgemeinen über mindestens einen Teil seiner Länge fest bzw. steif bzw. starr ist.
42. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 41, wobei der Schaft im Allgemeinen über mindestens einen Teil seiner Länge flexibel bzw. biegbar ist.
43. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 41, weiter aufweisend eine gemeinsame bzw. Sammelelektrode auf dem Schaft, wobei der Connector auch elektrisch die gemeinsame bzw. Sammelelektrode mit der Hochfrequenz-Spannungsquelle koppelt.
44. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 43, wobei die gemeinsame bzw. Sammelelektrode über der Außenseite bzw. das Äußere des Schaftes angebracht ist und proximal von dem Elektrodenfeld beabstandet ist.
45. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei das Elektrodenfeld über der distalen Spitze des Schaftes angeordnet ist.
46. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei das Elektrodenfeld über einer lateralen bzw. seitlichen Oberfläche des Schaftes angeordnet ist.
47. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei das Elektrodenfeld in einem linearen Muster angeordnet ist, um als eine schneidende Klinge zu wirken.
48. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei das Elektrodenfeld mindestens sechs Elektrodenanschlüsse aufweist.
49. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, weiter aufweisend einen Temperatursensor, welcher in dem Elektrodenfeld angeordnet ist, wobei der Connector auch elektrisch den Temperatursensor mit der Hochfrequenz-Spannungsquelle koppelt.
50. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, wobei die unabhängigen strombegrenzten Spannungsquellen strombegrenzende Widerstände parallel zueinander und in Serie mit einer gemeinsamen Spannungsquelle aufweisen.
51. Elektrochirurgisches System nach Anspruch 40, weiter aufweisend eine Temperatursteuerung bzw. -regelung, welche die Ausgabe der Spannungsquelle in Reaktion auf einen festgelegten Temperaturpunkt und einen gemessenen Temperaturwert einstellt bzw. abgleicht, welcher von der elektrochirurgischen Sonde durch bzw. über den Connector empfangen wurde.
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