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Hintergrund der Erfindung
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1. Gebiet der Erfindung
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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.
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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.
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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.
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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.
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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 μm verursachen,
häufig
größer als 800 μm und manchmal
so groß wie
1.700 μm.
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.
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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 CO2 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.
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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 anderen 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.
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2. Beschreibung des technologischen Hintergrundes
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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 II: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.
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Die
WO-A-93/13816 offenbart eine Vorrichtung zum Vorwärtsbewegen
eines Katheters durch stenotisches Material.
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Diese
Erfindung ist in dem unabhängigen Anspruch
dargelegt, auf welchen Bezug genommen werden sollte.
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Eine
Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung
weist elektrochirurgische Sonden auf, welche einen Schaft aufweisen
mit einem 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.
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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.
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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), Kondensatore(n) 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.
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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.
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Die
elektrochirurgische Hochfrequenzleistungszufuhr umfasst wahlweise
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.
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Die
vorliegende Erfindung stellt weiter ein elektrochirurgisches System
zur Verfügung
mit beiden: der elektrochirurgischen Sonde und der elektrochirurgischen
Leistungszufuhr, wie oben beschrieben.
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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.
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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. Steuerprotokolle 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.
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Das
weitere Verständnis
des Wesens und der Vorteile der Erfindung wird offensichtlich werden durch
Bezugnahme auf die weiteren Teile der Beschreibung und Zeichnungen.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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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.
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2 ist
eine vergrößerte Detailansicht
der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde von 1.
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3 ist
eine Querschnittsansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen
Sonde der 1 und 2.
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4 ist
eine schematische Ansicht einer bestimmten Connector- und Kabel
Anordnung, welche bei der elektrochirurgischen Sonde der 1 bis 3 verwendet
werden kann.
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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.
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6 ist
eine detaillierte Ansicht des linken Endes des distalen Endes der
elektrochirurgischen Sonde von 5.
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7 ist
eine detaillierte Querschnittsansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen Sonde
und veranschaulicht eine Elektrodenanordnung, welche zum Glätten von
Gewebestrukturen geeignet ist.
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8 ist
eine perspektivische Ansicht einer elektrochirurgischen Sonde, wobei
das Elektrodenfeld unter einem rechten Winkel zu der Achse des Schaftes
der Sonde angeordnet ist.
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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.
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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.
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11 veranschaulicht
die Verwendung der Sonde von 10 beim
Abtragen eines Zielgewebes.
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12 ist
eine detaillierte Endansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit
einem verlängerten linearen
Feld von Elektrodenanschlüssen,
welche zur Verwendung beim chirurgischen Schneiden geeignet sind.
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13 ist
eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlusses
mit einem abgeflachten Ende bei seiner distalen Spitze.
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14 ist
eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlusses
mit einem spitzen Ende bei seiner distalen Spitze.
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15 ist
eine detaillierte Ansicht eines einzelnen Elektrodenanschlussses
mit einem rechteckigen bzw. quadratischen Ende bei seiner distalen Spitze.
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16 und 16A sind elektrische Schaltpläne und veranschaulichen zwei
Ausführungsformen
des Schaltkreises einer Hochfrequenz-Energiezufuhr, welche gemäß den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung konstruiert ist.
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17 ist
eine perspektivische Ansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen
Sonde mit einem verlängerten,
linearen Feld von Elektrodenanschlüssen.
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18 ist
eine perspektivische Ansicht des distalen Endes einer elektrochirurgischen
Sonde mit einer ablenkbaren bzw. biegbaren distalen Spitze.
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BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN
AUSFÜHRUNGSFORM
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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.
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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.
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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 cm 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.
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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(ern) 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.
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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.
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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.
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Nach
einem bevorzugten Aspekt nutzt die Erfindung einen Vorteil aus 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.
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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 0,01 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.
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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.
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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
40 °C bis
500 °C und
weiter bevorzugt von ungefähr
50 °C bis
300 °C sein.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Bei
einer beispielhaften Ausführungsform, wie
in 1 gezeigt, umfasst eine Sonde 10 einen verlängerten
Schaft 13, welcher flexibel bzw. biegbar oder starr bzw.
steif sein kann, wobei die biegbaren Schafte wahlweise mit Stütz- bzw.
Trägerkanülen oder
anderen Strukturen (nicht gezeigt) versehen sein können. Bezugnehmend
auf die 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
L3 in 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 1 veranschaulichten bevorzugten
Ausführungsform würde die
Sonde 10 zwei oder drei Bereiche aufweisen, wobei die Bereiche
L1 und L2 steifer
sind als der Bereich L3. Die bevorzugte
Länge für den Bereich
L1 liegt in dem Bereich von 0,5 mm bis 25
mm, für
den Bereich L2 in dem Bereich von 1 mm bis
20 mm und für
den Bereich L3 von 5 cm bis 25 cm.
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Noch
bezugnehmend auf die 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.
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Bezugnehmend
auf 1 liefert die Energiequelle und Steuerung 28 eine
Hochfrequenzspannung zu den Elektrodenanschlüssen 58 (von 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 (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.
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Bezugnehmend
auf 2 und 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 (3)
einer allgemein zylindrischen Form enthalten, welcher sich von der
Matrix 48 erstreckt und in ein röhrenförmiges Stütz- bzw. Tragelement 56 hineinragt.
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Bezugnehmend
auf die 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.
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Bezugnehmend
auf die 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 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.
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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 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 Joul'sche
Erhitzung minimiert wird, welche bei jeder benachbarten Körperstruktur
auftreten könnte.
Bezugnehmend auf die 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.
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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
L2 erstreckt, welche von 1 bis 20 mm reichen
kann, vorzugsweise von 2 mm bis 20 mm reicht. Ein Spitzenoffset
bzw. -versatz L1 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.
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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 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 endoskopischen 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. Erwärmung erzeugen (Leistung =
I2R, wobei I der Strom durch den Widerstand
R ist), als ein Bereich mit niedrigerem elektrischen Widerstand.
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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.
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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.
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Weiter
bezugnehmend auf 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.
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Alternativ
kann durch das Erhitzen bzw. mit Energie versorgen von nur einer
oder mehreren Elektrodenansehlüssen 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.
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Bezugnehmend
auf die 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.
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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 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(potting)-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.
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Weiter
bezugnehmend auf 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.
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Bezugnehmend
auf die 5 und 6 umfasst
eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, welche für eine schnelle Abtragung bzw.
Entfernung von Körperstruktwen
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).
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Weiter
bezugnehmend auf die 5 und 6 können die
Elektrodenanschlüsse 58 um
einen Abstand X3 über die distale Oberfläche der
elektrisch isolierenden Matrix 48 herausragen bzw. vorstehen. Die
Fortsatzlänge
X3 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 X1 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
D1 (d.h. der Durchmesser im Fall der in 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 Abtragurg und der maximal erlaubten
Tiefe einer Nekrose der Körperstruktur,
welche behandelt wird. Der Gesamtdurchmesser D2 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 6 gezeigten kreisförmigen Elektrodenfeldes 12 sind
die Elektrodenanschlüsse 58 mit
einer kleinen Entfernung X2 von dem Umfang
der elektrisch isolierenden Matrix 58 entfernt angeordnet
bzw. positioniert. Der Abstand X2 wird vorzugsweise
so klein gehalten wie praktisch (möglich), um die Zone der abgetragenen
bzw. abgelösten
Körperstruktur
zu maximieren, so dass diese sich dem Durchmesser D2 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 X2 herrührt, wo
sich keine Abtragung ereignet hat. Der Abstand X2 ist
vorzugsweise kleiner als 0,5 mm und weiter bevorzugt kleiner als
0,3 mm.
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Bezugnehmend
auf 7 umfasst eine andere Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung, welche zum Glätten
von Körperstrukturen
(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 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.
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Bezugnehmend
auf 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 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
15° bis
90° oder
mehr reichen in Abhängigkeit
von einer bestimmten zu behandelnden Gewebestruktur. Als Beispiel
ermöglicht
die Elektrodenanschluss 58-Anordnung,
welche in 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 5 und 8 gezeigt, oder können mit
der elektrisch isolierenden Matrix 48 eingeebnet sein, wie
in 7 gezeigt.
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Eine
weitere andere Ausführungsform
des Elektrodenfeldes der vorliegenden Erfindung ist in 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.
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Eine
weitere andere Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist in den 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.
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Eine
weitere andere Ausführungsform
ist in 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 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.
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Bezugnehmend
auf die 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. 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 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 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.
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Bezugnehmend
auf 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.
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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 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.
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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 16 und 16A vermieden werden.
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Bezugnehmend
auf die 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 20, angeordnet bei dem distalen
Ende des Griffes 22. Wie unter Bezugnahme auf die 3 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.
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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.
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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 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 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.
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Eine
andere Ausführungsform
der Sonde der vorliegenden Erfindung ist in 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.
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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.