DE69928370T2

DE69928370T2 - System und verfahren zur elektrochirurgischen gewebebehandlung in anwesenheit elektrisch leitender flüssigkeiten

Info

Publication number: DE69928370T2
Application number: DE69928370T
Authority: DE
Inventors: A. Michael BAKER; M. Stephen BRUNELL; Jean Woloszko; A. Ronald UNDERWOOD; V. Hira THAPLIYAL; E. Philip EGGERS
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 1998-08-11
Filing date: 1999-08-11
Publication date: 2006-08-03
Anticipated expiration: 2019-08-12
Also published as: EP1637087A3; WO2000009053A1; EP1027020B1; ATE309769T1; EP1637087A2; EP1027020A1; ATE519440T1; US6149620A; DE69928370D1; EP1027020A4; US7678069B1; WO2000009053A9; AU5773699A; EP1637087B1

Description

Hintergrund der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere chirurgische Vorrichtungen, bei denen eine Hochfrequenzspannung zum Schneiden und Abtragen von Körpergewebe verwendet wird.
Herkömmliche elektrochirurgische Verfahren werden weit verbreitet verwendet, da sie im Allgemeinen bei Patienten Blutungen verringern, die mit Gewebeschneidvorgängen verbunden sind, und die Sichtbedingungen des Chirurgen verbessern. Diese herkömmlichen elektrochirurgischen Techniken zur Behandlung stützten sich typischerweise auf thermische Verfahren, um Flüssigkeit innerhalb von Gewebe schnell zu erwärmen und zu verdampfen und um eine Zerstörung von Zellen zu bewirken. Bei der herkömmlichen monopolaren Elektrochirurgie wird beispielsweise elektrischer Strom entlang einer definierten Bahn von der freigelegten oder aktiven Elektrode durch den Körper des Patienten zur Gegenelektrode geleitet, die außen an einer geeigneten Stelle auf der Haut des Patienten befestigt ist. Des weiteren müssen, da die definierte Bahn durch den Körper des Patienten eine relativ hohe elektrische Impedanz aufweist, typischerweise große Spannungsdifferenzen zwischen der aktiven und der Gegenelektrode zur Einwirkung gebracht werden, um einen Strom zu erzeugen, der zum Schneiden oder Koagulieren des Zielgewebes geeignet ist. Dieser Strom kann aus Versehen entlang lokalisierter Bahnen im Körper mit weniger Impedanz als auf der definierten elektrischen Bahn fließen. Diese Situation erhöht den Strom, der über diese Bahnen fließt, wesentlich, was möglicherweise eine Schädigung oder Zerstörung von Gewebe entlang dieser Bahn und um diese herum verursacht.
Bipolare elektrochirurgische Vorrichtungen haben einen inhärenten Vorteil im Vergleich zu monopolaren Vorrichtungen, da die Rücklaufstrombahn nicht durch den Patienten über die unmittelbare Stelle der Anbringung der bipolaren Elektroden hinaus führt. Bei bipolaren Vorrichtungen sind die sowohl aktive als auch die Gegenelektrode typischerweise freigelegt, so dass beide Gewebe kontaktieren können, wodurch eine Rücklaufstrombahn von der aktiven zur Gegenelektrode durch das Gewebe geschaffen wird. Ein Nachteil bei dieser Konfiguration ist jedoch, dass die Gegenelektrode eine Gewebeaustrocknung oder -zerstörung an ihrem Kontaktpunkt mit dem Gewebe des Patienten verursachen kann.
Eine weitere Begrenzung der herkömmlichen bipolaren und monopolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen ist es, dass sie für das genaue Entfernen (d.h. Abtragen) von Gewebe nicht geeignet sind. Beispielsweise arbeiten herkömmliche elektrochirurgische Schneidvorrichtungen typischerweise durch die Schaffung einer Spannungsdifferenz zwischen der aktiven Elektrode und dem Zielgewebe, was bewirkt, dass sich über dem physikalischen Spalt zwischen der Elektrode und dem Gewebe ein Lichtbogen bildet. An dem Kontaktpunkt der Lichtbögen mit Gewebe tritt aufgrund der hohen Stromdichte zwischen der Elektrode und dem Gewebe ein rasches Erwärmen des Gewebes auf. Diese hohe Stromdichte bewirkt, dass Zellfluida schnell zu Dampf verdampft werden, wodurch entlang der Bahn des lokalisierten Erwärmens des Gewebes ein "Schneideffekt" auftritt. Das Gewebe wird entlang der Bahn des verdampften Zellfluids geteilt, was eine unerwünschte gleichzeitig auftretende Gewebeschädigung in Bereichen induziert, die die Zielgewebestelle umgeben.
Die Verwendung von elektrochirurgischen Verfahren (sowohl monopolar als auch bipolar) in elektrisch leitfähigen Umgebungen kann des weiteren problematisch sein. Beispielsweise erfordern viele arthroskopische Verfahren das Spülen des zu behandelnden Bereichs mit isotonischer Kochsalzlösung, sowohl um ein isotonisches Milieu aufrechtzuerhalten als auch um das Blickfeld klar zu halten. Das Vorhandensein von Kochsalzlösung, die ein sehr leitfähiger Elektrolyt ist, kann ein Kurzschließen der aktiven Elektrode(n) in der herkömmlichen monopolaren und bipolaren Elektrochirurgie verursachen. Ein solches Kurzschließen verursacht ein unnötiges Erwärmen in der Behandlungsumgebung und kann des weiteren eine nichtspezifische Gewebezerstörung verursachen.
Gegenwärtige für die Gewebeabtragung verwendete, elektrochirurgische Techniken haben auch den Nachteil, dass sie unfähig sind, die Tiefe der Nekrose in dem Gewebe, das behandelt wird, zu steuern. Die meisten elektrochirurgischen Vorrichtungen stützen sich auf die Schaffung eines Lichtbogens zwischen der Behandlungselektrode und dem Gewebe, das geschnitten oder abgetragen wird, um das gewünschte lokalisierte Erwärmen zu bewirken. Solche Lichtbögen erzeugen jedoch oft sehr hohe Temperaturen, was eine Tiefe der Nekrose von mehr als 500 μm, häufiger mehr als 800 μm und manchmal sogar 1700 μm, verursacht. Die Unfähigkeit, eine solche Tiefe der Nekrose zu steuern, ist ein beträchtlicher Nachteil bei der Verwendung elektrochirurgischer Techniken für die Gewebeabtragung, insbesondere bei arthroskopischen Verfahren zum Abtragen und/oder Umgestalten von Bindegewebsknorpeln, Gelenkknorpeln, Meniskusgewebe und dergleichen.
In dem Bemühen, mindestens einige dieser Einschränkungen der Elektrochirurgie zu überwinden, wurden Laservorrichtungen zur Verwendung bei arthroskopischen und anderen chirurgischen Verfahren entwickelt. Laser haben nicht den Nachteil einer elektrischen Kurzschließung in leitfähigen Umgebungen, und bestimmte Arten von Lasern gestatten ein besonders gesteuertes Schneiden mit einer begrenzten Tiefe der Nekrose. Trotz dieser Vorteile weisen Laservorrichtungen eine eigene Reihe von Mängeln auf. Erstens können Laservorrichtungen aufgrund der Kosten sehr teuer sein, die mit den Laserlichtquellen verbunden sind. Des weiteren stellen diejenigen Laser, die akzeptable Tiefen der Nekrose (wie Excimerlaser, Erbium: YAG-Laser und dergleichen) gestatten, eine sehr geringe volumetrische Abtragungsrate zur Verfügung, was ein besonderer Nachteil beim Schneiden und Abtragen von Bindegewebsknorpeln, Gelenkknorpeln und Meniskusgewebe ist. Die Holmium: YAG- und Nd: YAG-Laser stellen viel größere volumetrische Abtragungsraten zur Verfügung, können jedoch die Tiefe der Nekrose viel weniger steuern als die langsameren Laservorrichtungen. Die CO₂-Laser stellen eine hohe Abtragungsrate und eine geringe Tiefe der Gewebenekrose zur Verfügung, können jedoch nicht in einem mit Flüssigkeit gefüllten Hohlraum arbeiten.
Excimer-Laser, die in einer ultravioletten Wellenlänge arbeiten, verursachen eine Photodissoziation des menschlichen Gewebes, allgemein als Kaltabtragung bezeichnet. Durch diesen Mechanismus können organische Moleküle in leichte Kohlenwasserstoffgase zerfallen, die von der Zielstelle entfernt werden. Eine solche Photodissoziation verringert die Wahrscheinlichkeit einer thermischen Beschädigung von Gewebe außerhalb der Zielstelle. Obgleich Excimerlaser vielversprechend sind, müssen sie mit Impulsen betrieben werden, so dass Abtragungsfahnen, die während der Operation erzeugt werden können, entfernt werden können. Dies verhindert ein übermäßiges sekundäres Erwärmen der Fahne der Abtragungsprodukte, was die Wahrscheinlichkeit von gleichzeitig auftretender Gewebeschädigung erhöhen sowie die Abtragungsrate verringern kann. Unglücklicherweise verringert der gepulste Modus des Betriebs die volumetrische Abtragungsrate; was die Zeitdauer verlängern kann, die bei der Operation verbracht wird.
Medizinische Behandlungen, die das Entfernen, Schneiden oder Umgestalten von Knochenmaterial im Körper erfordern, haben zu einer Vielzahl von Klingeninstrumenten, Mikrodebridementinstrumenten, Bohrern und anderen chirurgischen Vorrichtungen vom Schneidtyp geführt. Das Gestalten oder Entfernen von Knochen kann bei einer Vielzahl von medizinischen Verfahren, wie beim Implantieren von Prothesen, dem Zugang zu geschlossenen Bereichen wie dem Schädel, dem Anbringen von Nahtbefestigungsmitteln bei der arthroskopischen Chirurgie, der endoskopischen Nebenhöhlenchirurgie und dergleichen, erforderlich sein. Durch das Aufbringen von Kraft und das Positionieren einer Schneidkante verwenden diese Vorrichtungen typischerweise abschleifende und Scherkräfte, um das Knochenmaterial wie gewünscht zu beeinflussen.
Obgleich sie ihren Platz auf dem Schauplatz der Chirurgie noch beibehalten, haben diese herkömmlichen Schneidtechniken und -vorrichtungen einige Nachteile. Bei einigen dieser Techniken ist es oft schwierig, das distale Ende der Vorrichtung in den Zielbereich, wie die Synovialtasche des Knies, vorzuschieben. Unter anderen Umständen gestatten räumliche Einschränkungen am Zielbereich auch keinen ordnungsgemäßen Bewegungsbereich oder auch keine ordnungsgemäße Anwendung von Kraft, die erforderlich ist, um das anvisierte Knochengewebe zu entfernen. Die Erzeugung von Knochensplittern und anderen Trümmern kann Materialwolken erzeugen, die das Sichtfeld der Bedienungsperson beeinträchtigen. Knochensplitter sind auch Nebenprodukte, die typischerweise entweder während der Operation oder nach dem Beendigen des Verfahrens sorgfältig entfernt werden müssen, um Komplikationen, die mit dem ursprünglichen Verfahren zusammenhängen, zu vermeiden. Das Erfordernis von Führungslöchern und anderen Führungsschnitten für diese herkömmlichen Vorrichtungen hemmt, wenn sie an gewinkelten Oberflächen verwendet werden, den chirurgischen Wirkungsgrad. Des weiteren führt die sehr aggressive Behandlung, die zum Schneiden oder Gestalten von Knochenmaterial mit herkömmlichen Vorrichtungen erforderlich ist, oft zu einem ungenauen Abtragen des Zielknochenmaterials und einem übermäßigen Trauma für das Gewebe, das unmittelbar um die Zielstelle herum liegt.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung stellt Systeme und Vorrichtungen zum selektiven Anlegen von elektrischer Energie an Körpergewebe zur Verfügung. Insbesondere werden Systeme zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids zur Schaffung eines Plasmas von relativ niedriger Temperatur zur Verfügung gestellt, um dem Plasma benachbartes oder in Kontakt mit dem Plasma befindliches Gewebe abzutragen.
Ein Verfahren zur Verwendung der vorliegenden Erfindung umfasst das Positionieren einer chirurgischen Sonde oder eines Katheters benachbart der Zielstelle, so dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids in Kontakt mit einem Zielgewebe oder in enger Nähe zu diesem gebracht wird bzw. werden. Das elektrisch leitfähige Fluid kann direkt der bzw. den aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe zugeführt werden, oder die gesamte Zielstelle kann von dem leitfähigen Fluid bedeckt sein. Dann wird Hochfrequenzspannung zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) zur Erzeugung eines Plasmas benachbart der bzw. den aktiven Elektrode(n) und zum volumetrischen Entfernen oder Abtragen von mindestens einem Teil des Zielgewebes angelegt. Die Hochfrequenzspannung erzeugt elektrische Felder um die aktive(n) Elektrode(n) herum mit einer ausreichenden Energie, um das leitfähige Fluid benachbart der bzw. den aktiven Elektro de(n) zu ionisieren. Freie Elektronen werden innerhalb des ionisierten Gases oder Plasmas beschleunigt und das Auftreffen von Elektronen auf Atome setzt mehr Elektronen frei und der Prozess kaskadiert, bis das Plasma ausreichend Energie enthält, um die Gewebemolekühle auseinanderzubrechen, was eine molekulare Dissoziation und Abtragung des Zielgewebes verursacht.
Die an den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse angelegte Hochfrequenzspannung kann ausreichen, um das elektrisch leitfähige Fluid (z.B. Gel oder Kochsalzlösung) zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe zu verdampfen. Ein ionisiertes Plasma wird innerhalb des verdampften Fluids gebildet und geladene Teilchen (z.B. Elektronen) werden in Richtung auf das Gewebe beschleunigt, um den molekularen Zerfall oder die molekulare Zersetzung mehrerer Zellschichten des Gewebes zu verursachen. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen des Gewebes begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb der Plasmaschicht begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um die Beschädigung und Nekrose des darunter liegenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen. Dieser Prozess kann genau gesteuert werden, um das volumetrische Entfernen des Gewebes mit einer Dicke von so wenig wie 10 bis 150 μm mit einer minimalen Erwärmung oder Beschädigung der umgebenden oder darunter liegenden Gewebestrukturen durchzuführen. Eine vollständigere Beschreibung dieses Phänomens liefert das Patent US-A-5,697,882.
Das Gewebe kann direkt durch Kontaktieren des Zielgewebes mit dem Plasma abgetragen werden. Die aktive(n) Elektrode(n) kann bzw. können von dem Gewebe in einem ausreichenden Abstand angebracht werden, um den Kontakt zwischen dem Gewebe und dem um die aktive(n) Elektrode(n) herum gebildeten Plasma auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden. Die Anmelderin nimmt an, dass die Elektronen, die den elektrischen Strom führen, heißer sind als die Ionen innerhalb des Plasmas. Bei diesen Beispielen wird der Kontakt zwischen den erwärmten Elektronen in dem Plasma und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt, da diese Elektronen von dem Plasma durch das leitfähige Fluid zu der bzw. den Gegenelektrode(n) zurück wandern. Die Ionen innerhalb des Plasmas besitzen jedoch unter bestimmten Bedingungen, wie höheren Spannungen, ausreichend Energie, um sich über das Plasma hinaus zum Gewebe zu beschleunigen. So tragen die Elektronen, die von dem Zielgewebe weggetragen werden, den größten Teil der thermischen Nebenprodukte des Plasmas mit sich, was es gestattet, dass die Ionen die Gewebemoleküle auf eine im Wesentlichen nichtthermische Weise auseinanderbrechen.
Das Verfahren kann des weiteren den Schritt des Verdampfens des elektrisch leitfähigen Fluids in der Nähe der aktiven Elektrode(n) in ein Plasma bei relativ niedrigen Temperaturen, vorzugsweise weniger als etwa 100°C, stärker bevorzugt weniger als etwa 80°C, umfassen. Die niedrigere Temperatur des leitfähigen Fluids verringert jegliches Risiko einer unerwünschten thermischen Schädigung des Gewebes, das die Zielstelle umgibt, weiter und sorgt für ein noch genaueres Entfernen des Gewebes. Unter einem Aspekt des Verfahrens der Verwendung der Erfindung wird eine Umgebung verringerten Drucks um die aktive(n) Elektrode(n) erzeugt, um die Verdampfungstemperatur des leitfähigen Fluids herabzusetzen. Unter anderen Aspekten besitzt das elektrisch leitfähige Fluid selbst eine relativ niedrige Verdampfungstemperatur (z.B. vorzugsweise unter etwa 100°C oder unter 80°C) bei Atmosphärendruck.
Unter einem Aspekt der Erfindung stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Erhöhen des Energieniveaus des ionisierten Plasmas, das an dem Ende der elektrochirurgischen Sonde erzeugt wird, zur Verfügung. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird dies durch Ändern des leitfähigen Fluids bewirkt, um entweder seine Leitfähigkeit zu erhöhen oder um die Menge oder Stärke der Ionen in dem ionisierten Plasma zu erhöhen. Bei einigen Ausführungsformen kann eine Kochsalzlösung mit einem höheren Gehalt an Natriumchlorid als eine herkömmliche Kochsalzlösung (der in der Größenordnung von etwa 0,9 % Natriumchlorid liegt), z.B. in der Größenordnung von mehr als 1 % oder zwischen etwa 3 % und 20 %, erwünscht sein. Alternativ kann die Erfindung mit unterschiedlichen Typen von leitfähigen Fluida verwendet werden, die die Energie der Plasmaschicht beispielsweise durch Erhöhen der Menge der Ionen in dem Plasma oder durch Zurverfügungstellen von Ionen mit einem höheren Energieniveau als Natriumionen erhöhen. Die vorliegende Erfindung kann beispielsweise mit anderen Elementen als Natrium, wie Kalium, Magnesium, Calcium und anderen Metallen nahe dem linken Ende des Periodensystems, verwendet werden. Des weiteren können andere elektronegative Elemente wie Fluor statt Chlor verwendet werden.
Unter einem anderen Aspekt der Erfindung wird ein elektrisch leitfähiges Fluid mit einer verringerten Ionenstärke oder einer verringerten Leitfähigkeit gewählt. Die Anmelderin hat gefunden, dass diese leitfähigen Fluida die Initiierung der Plasmaschicht unter bestimmten Bedingungen, wie einem geringeren Spannungsniveau oder wenn ein Saugdruck in der Nähe der aktiven Elektrode(n) zur Einwirkung gebracht wird, erleichtern kann. Bei einer spezifischen Konfiguration werden Kochsalzlösungen mit Konzentrationen von weniger als derjenigen der isotonischen Kochsalzlösung (z.B. weniger als etwa 0,9 % Natriumchlorid) verwendet, um die Initiierung der Plasmaschicht zu erleichtern oder für ein weniger aggressives Abtragen von Gewebe zu sorgen.
Unter einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung werden Ionenteilchen, die in dem elektrisch leitfähigen Fluid enthalten sind, gewählt, um spezifische Farben, wie von dem Benutzer bei Verwendung mit der elektrochirurgischen Sonde gewünscht, fluoreszieren zu lassen. Bei bevorzugten Ausführungsformen wird die Farbe der Fluoreszenz gewählt, um die Farbe zu simulieren, die von einem Excimerlaser während des Abtragens abgegeben wird, z.B. blau oder purpur. Eine solche Farbe sorgt für einen bestimmten psychologischen Nutzen für den Benutzer und den Patienten während der Elektrochirurgie.
Erfindungsgemäße Vorrichtungen umfassen im Allgemeinen ein elektrochirurgisches Instrument mit einem Schaft mit einem proximalen und einem distalen Ende, einer oder mehreren aktiven Elektrode(n) am distalen Ende und einen oder mehrere Anschlussteile bzw. Verbinder, die die aktive(n) Elektrode(n) an eine Quelle von elektrischer Hochfrequenzenergie koppeln. Bei einigen Ausführungsformen umfasst das Instrument einen Katheter, der für eine perkutane und/oder transluminale Zuführung bestimmt ist. Bei anderen Ausführungsformen umfasst das Instrument eine steifere Sonde, die für die perkutane oder direkte Zuführung bei entweder offenen Verfahren oder Verfahren des Portzugangstyps bestimmt ist. Bei beiden Ausführungsformen umfasst die Vorrichtung eine Hochfrequenzenergieversorgung zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung an den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse.
Die Vorrichtung kann des weiteren eine Versorgungsquelle für das elektrisch leitfähige Fluid und ein Fluidzuführungselement zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zu dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und der Zielstelle umfassen. Das Fluidzuführungselement kann sich an dem Instrument, beispielsweise einem Fluidlumen oder -rohr, befinden, oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Alternativ kann ein elektrisch leitendes Gel oder Spray wie ein Kochsalzelektrolyt oder ein anderes leitfähiges Gel auf die Zielstelle aufgebracht werden. Bei dieser Ausführungsform muss die Vorrichtung kein Fluidzuführungselement aufweisen. Bei beiden Ausführungsformen erzeugt das elektrisch leitende Fluid vorzugsweise eine Stromflussbahn zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n). Bei einer beispielhaften Ausführungsform befindet sich die Gegenelektrode an dem Instrument und ist von der bzw. den aktiven Elektrode(n) um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um eine Stromkurzschließung dazwischen im Wesentlichen zu vermeiden oder auf ein Minimum herabzusetzen und um die Gegenelektrode gegenüber dem Gewebe an der Zielstelle abzuschirmen.
Das elektrochirurgische Instrument umfasst vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Elektrodenabstützelement, vorzugsweise aus einem anorganischen Abstützmaterial (z.B. Keramik, Glas, Glas/Keramik usw.), mit einer Gewebebehandlungsoberfläche am distalen Ende des Instrumentenschafts. Ein Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse ist bzw. sind mit dem Elektrodenabstützelement derart gekoppelt oder einstückig damit ausgebildet, dass der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse von der Gegenelektrode beabstandet ist bzw. sind. Bei einer Ausführungsform umfasst das Instrument eine Elektrodenanordnung mit einer Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen, die in dem Elektrodenabstützelement derart eingebettet sind, dass sich die Elektrodenanschlüsse etwa 0,0 mm bis etwa 10 mm distal von der Gewebebehandlungsoberfläche des Elektrodenabstützelements befinden. Bei dieser Ausführungsform umfasst die Sonde des weiteren ein Lumen oder mehrere Lumina zur Zuführung des elektrisch leitfähigen Fluids und/oder zum Ansaugen der Zielstelle an eine oder mehrere Öffnung(en) um die Gewebebehandlungsstelle des Elektrodenabstützelements herum. Bei einer beispielhaften Ausführungsform erstreckt sich das Lumen durch ein Fluidrohr, das außerhalb des Sondenschafts liegt, der proximal zu der Gegenelektrode endet.
Bei einer spezifischen Konfiguration umfasst das elektrochirurgische Instrument ein isolierendes Element um die aktive(n) Elektrode(n) herum, das eine Plasmakammer benachbart der aktiven Elektrode(n) bildet. Das isolierende Element umfasst vorzugsweise ein anorganisches Material wie Keramik oder Glas, und es kann ein durchsichtiges Material umfassen, das es dem Arzt gestattet, das darin gebildete Plasma zu betrachten. Bei einigen Ausführungsformen ist bzw. sind die Gegenelektrode(n) außerhalb der Plasmakammer proximal beabstandet an dem Instrument wie vorstehend beschrieben angeordnet. Bei anderen Ausführungsformen kann bzw. können die Gegenelektrode(n) innerhalb des isolierenden Elements derart angeordnet sein, dass die elektrischen Ströme vollständig in der Plasmakammer eingeschlossen sind; bei einer Ausführungsform umfasst das Instrument des weiteren ein Fluidlumen zum Zuführen von elektrisch leitfähigem Fluid zur Plasmakammer und ein zweites Fluidlumen zum Ansaugen von überschüssigem leitfähigen Fluid aus der Plasmakammer. Das Fluidlumen erzeugt ein Fluidumlaufsystem, um die Menge an leitfähigem Fluid, das auf den Patienten austritt, auf ein Minimum herabzusetzen und um die Temperatur des leitfähigen Fluids in der und um die Plasmakammer herum zu verringern.
Ein weiteres Verfahren der Verwendung der vorliegenden Erfindung umfasst das Positionieren einer elektrochirurgischen Sonde oder eines Katheters benachbart der Zielstelle, so dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in mindestens teilweisem Kontakt oder enger Nähe zu einer gehärteten Körperstruktur des Patienten wie dem Oberschenkelknochen oder einem Knochensplitter in einem Ellbogengelenk oder den dünnen Knochen in der Nasen höhle gebracht wird bzw. werden. Dann wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt, um mindestens einen Teil der gehärteten Körperstruktur in situ zu entfernen oder abzutragen.
Das Material, z.B. Knochen oder gehärtete Calciumablagerungen, kann durch molekulare Dissoziations- oder Zerfallverfahren entfernt werden. Bei diesen Beispielen reicht die Hochfrequenzspannung, die an die aktive(n) Elektrode(n) angelegt wird, aus, um ein elektrisch leitfähiges Fluid (z.B. Gel oder Kochsalzlösung) zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und dem Knochen zu verdampfen. Ein ionisiertes Plasma wird innerhalb des verdampften Fluids gebildet, und geladene Teilchen (z.B. Elektronen) werden in Richtung auf den Knochen beschleunigt, um den molekularen Zerfall oder die molekulare Zersetzung von mehreren Zellschichten des Knochen zu bewirken. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen des Knochens begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb der Plasmaschicht begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um eine Beschädigung und Nekrose des darunter liegenden Knochengewebes auf ein Minimum herabzusetzen. Dieser Prozess kann genau gesteuert werden, um das volumetrische Entfernen des Knochengewebes einer Dicke von nur 10 bis 150 μm mit minimalem Erwärmen oder minimaler Beschädigung der umgebenden oder darunter liegenden Knochengewebestrukturen durchzuführen. Eine vollständigere Beschreibung dieses Phänomens ist in dem US-Patent Nr. 5,683,366 beschrieben.
Das '366 Patent beschreibt Verfahren und Vorrichtungen zum Entfernen von Gewebe mit molekularen Dissoziations- oder Zerfallprozessen. Die vorliegende Erfindung beschäftigt sich mit dem Entfernen von Knochen oder anderem gehärteten Material mit ähnlichen Prozessen. Die Anmelderin hat gefunden, dass bei Vorhandensein von ordnungsgemäßen Bedingungen (z.B. Typ des leitfähigen Fluids, der Konfiguration der aktiven Elektrode(n) und Gegenelektrode(n), des Spannungsniveaus usw.) die vorliegende Erfindung verwendet werden kann, um die molekulare Dissoziation oder den molekularen Zerfall von Knochen, kalzifizierten Fragmenten und anderem harten Material im Körper eines Patienten durchzuführen. Es ist liegt auf der Hand, dass die für die molekulare Dissoziation des Knochens erforderliche Energie höher ist als diejenige, die für Gewebe, insbesondere weiches Gewebe, erforderlich ist. So stellt die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zum Erhöhen des Energieniveaus des ionisierten Plasmas, das am Ende der elektrochirurgischen Sonde erzeugt wird, zur Verfügung. Bei einigen Ausführungsformen wird dies durch die Verwendung von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n) mit Oberflächengeometrien, die zur Förderung der elektrischen Feldstärke und der damit verbundenen Stromdichte entlang der Führungskanten der Elektroden gestaltet sind, erreicht. Geeignete Oberflächengeometrien können durch Schaffen von Elektrodenformen, die vorzugsweise scharfe Kanten umfassen, oder durch Schaffen von Unebenheiten oder anderen Oberflächenrauigkeiten an der bzw. den aktiven Fläche(n) der Elektroden erhalten werden. Bei anderen Ausführungsformen wird dies durch Erhöhen des Spannungsniveaus, das zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und der Gegenelektrode angelegt wird, bewirkt. Bei noch anderen Ausführungsformen wird dies durch Ändern des leitfähigen Fluids bewirkt, um entweder seine Leitfähigkeit zu erhöhen oder um die Menge oder Stärke der Ionen im ionisierten Plasma zu erhöhen.
Ein Verfahren der Verwendung einer Ausführungsform zum Entfernen von Knochen oder gehärteten Körperstrukturen umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens von elektrisch leitfähigem Fluid an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle oder der Elektrodenanordnung zugeführt oder auf dieser zur Einwirkung gebracht, so dass eine Stromflussbahn zwischen den aktiven und den Gegenelektroden durch das leitfähige Fluid besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird auf die aktive(n) und die Gegenelektrode(n) angelegt, um ein ionisiertes Plasma an der Zielstelle wie vorstehend erörtert zu erzeugen. Bei dieser Ausführungsform wird das leitfähige Fluid derart ausgewählt, dass das Plasma eine ausreichende Stärke besitzt, um eine molekulare Dissoziation des Knochens oder eines anderen gehärteten Materials durchzuführen. So weist das leitfähige Fluid eine ausreichende Leitfähigkeit und Ionenstärke auf, um die erforderlichen Bedingungen für das Plasma zu schaffen. Bei der repräsentativen Ausführungsform beträgt die angelegte Spannung mindestens 150 Volt rms, und das leitfähige Fluid umfasst isotonische Kochsalzlösung mit einer Natriumchloridkonzentration von mindestens 3 %, vorzugsweise mindestens 5 %.
Ein Verfahren der Verwendung einer weiteren Ausführungsform zum Entfernen von Knochen oder gehärteten Körperstrukturen umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens von elektrisch leitfähigem Fluid an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle oder der Elektrodenanordnung zugeführt oder dort zur Einwirkung gebracht, so dass eine Stromflussbahn zwischen den aktiven und den Gegenelektroden durch das leitfähige Fluid besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird an die aktive(n) und die Gegenelektrode(n) angelegt, um ein ionisiertes Plasma an der Zielstelle wie vorstehend erörtert zu erzeugen. Bei dieser Ausführungsform umfasst das leitfähige Fluid eine isotonische Kochsalzlösung mit einer Natriumchloridkonzentration von mindestens 0,9 %, und die Spannung wird derart gewählt, dass das Plasma eine ausreichende Stärke aufweist, um die molekulare Dissoziation des Knochens oder des anderen gehärteten Materials zu bewirken.
Bei der repräsentativen Ausführungsform beträgt die Spannung etwa 200 bis 1000 Volt rms, typischerweise etwa 450 bis 750 Volt rms. Die Spitze-Spitze-Spannung mit einer Rechteckwellenform (d.h. Scheitelfaktor von etwa 2) liegt im Bereich von etwa 400 bis 2000 Volt, typischerweise etwa 900 bis 1500 Volt.
Ein Verfahren der Verwendung einer weiteren Ausführungsform zum Entfernen von Knochen oder gehärteten Körperstrukturen umfasst das Positionieren von einer oder mehreren aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) innerhalb eines Volumens von elektrisch leitfähigem Fluid an der Zielstelle. Das elektrisch leitfähige Fluid wird der Stelle oder der Elektrodenanordnung zugeführt oder auf dieser zur Einwirkung gebracht, so dass eine Stromflussbahn zwischen den aktiven und den Gegenelektroden durch das leitfähige Fluid besteht. Eine Hochfrequenzspannung wird zwischen der bzw. den aktiven und der bzw, den Gegenelektrode(n) angelegt, um ein ionisiertes Plasma an der Zielstelle wie vorstehend erörtert zu erzeugen. Bei dieser Ausführungsform umfasst das leitfähige Fluid isotonische Kochsalzlösung mit einer Natriumchloridkonzentration von mindestens etwa 0,9 %, eine Spannung von mindestens etwa 150 Volt rms, und die Geometrie der aktiven und der Gegenelektrode(n) wird derart gewählt, dass das Plasma eine ausreichende Stärke hat, um eine molekulare Dissoziation des Knochens oder des anderen gehärteten Materials zu bewirken. Bei der repräsentativen Ausführungsform umfasst bzw, umfassen die aktive(n) Elektrode(n) scharfe Kanten oder Punkte und einen freigelegten Oberflächenbereich, der wesentlich kleiner als der freigelegte Oberflächenbereich der Gegenelektrode ist. Bei der beispielhaften Ausführungsform ist die Gegenelektrode etwa 0,5 bis 25 mm von der bzw. den aktiven Elektrode(n) proximal beabstandet und umfasst ein ringförmiges Band mit einer im Wesentlichen glatten Oberfläche, um Stromdichten an der Oberfläche der Gegenelektrode auf ein Minimum herabzusetzen. Die aktive(n) Elektrode(n) umfasst bzw. umfassen eine oder mehrere relativ kleine (im Vergleich zur Gegenelektrode), konisch geformte Elektrode(n) mit einem distalen Punkt zum Maximieren der Stromdichte um diesen Punkt herum und zum Erhöhen der Stärke der Plasmaschicht.
Ein Verfahren der Verwendung eines spezifischen Aspekts der Erfindung wird für das volumetrische Entfernen von Knochenmaterial nahe des Kniegelenks zur Verfügung gestellt. Bei diesem Verfahren wird eine elektrochirurgische Sonde oder ein Katheter durch Kanülen oder in einer offenen Umgebung zur Zielstelle innerhalb des Knies derart vorwärts bewegt, dass eine oder mehrere aktive Elektrode(n) benachbart oder in Kontakt mit dem Knochenmaterial angeordnet wird bzw. werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein elektrisch leitendes Fluid zu der Zielstelle derart gerichtet, dass sich das Fluid zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) befindet, die proximal zu der bzw. den aktiven Elektrode(n) angeordnet ist bzw. sind, um eine Stromflussbahn von der bzw. den aktiven Elektrode(n) zu der bzw. den Gegenelektrode(n) zu schaffen. Eine Hochfrequenzspannung wird zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und der bzw. den Gegenelektrode(n) angelegt, um mindestens einen Teil des Zielknochenmaterials volumetrisch zu entfernen oder abzutragen.
Ein Verfahren der Verwendung eines weiteren Aspekts der Erfindung wird für das Entfernen von Gewebe und Knochen in der Nasenhöhle oder einer paranasalen Nebenhöhle eines Patienten, um eine Blockade wie angeschwollenes, nasales Gewebe, Schleimhautmembranen, Nasenmuscheln, Polypen, Neoplasmen, Knorpel (z.B. nasales Septum) oder dergleichen zu entfernen, zur Verfügung gestellt. Bei diesem Verfahren wird bzw. werden eine oder mehrere aktive Elektrode(n) in die Nasenhöhle entweder endoskopisch durch eine der Nasenpassagen oder direkt in einem offenen Verfahren geführt. Ein elektrisch leitfähiges Fluid wie eine isotonische Kochsalzlösung wird der Zielstelle innerhalb der oder um die Nasenhöhle herum zugeführt, um die aktive(n) Elektrode(n) mit dem Fluid im Wesentlichen zu umgeben. Alternativ kann ein viskoseres Fluid wie ein elektrisch leitfähiges Gel auf die Zielstelle derart aufgebracht werden, dass die aktive(n) Elektrode(n) während des Verfahrens in das Gel eingetaucht wird bzw. werden. Bei beiden Verfahren wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt, um mindestens einen Teil des Knochens und Gewebes zu entfernen. Die Hochfrequenzspannung wird vorzugsweise ausgewählt, um eine gesteuerte Tiefe der Hämostase von zertrennten Blutgefäßen innerhalb des Gewebes zu bewirken, was die Sicht des Chirurgen auf die Operationsstelle erheblich verbessert.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine perspektivische Ansicht eines elektrochirurgischen Systems, das eine Energieversorgung und eine elektrochirurgische Sonde zur Behandlung von Gelenkknorpeln gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst;
2 zeigt schematisch eine Ausführungsform der Energieversorgung gemäß der vorliegenden Erfindung;
3 zeigt ein elektrochirurgisches System, das eine Vielzahl von aktiven Elektroden und zugeordneten Strombegrenzungselementen umfasst;
4 ist eine Seitenansicht eines Beispiels einer elektrochirurgischen Sonde;
5 ist ein vergrößerter Detailschnitt durch das Arbeitsende der elektrochirurgischen Sonde von 4;
6 ist eine Ansicht des distalen Endes der Sonde von 4;
7 bis 10 zeigen eine alternative Sonde, die ein Ansauglumen umfasst;
11 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform einer elektrochirurgischen Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung;
12 ist eine Seitenansicht der elektrochirurgischen Sonde von 11 im Schnitt;
13 ist eine vergrößerte Detailansicht des distalen Endbereichs der Sonde von 11;
14 und 16 sind Ansichten der Sonde von 11 von vorne bzw. hinten;
15 zeigt ein repräsentatives isolierendes Abstützelement der Sonde von 11;
17 ist eine alternative Ausführungsform der aktiven Elektrode für die Sonde von 11;
18 zeigt ein Verfahren des Abtragens von Gewebe mit einer Sonde, die eine Vielzahl von aktiven Elektroden aufweist;
19 zeigt ein Verfahren des Abtragens von Gewebe mit einer Sonde mit einer einzigen aktiven Elektrode;
20 ist eine perspektivische Ansicht eines anderen elektrochirurgischen Systems, das eine Energieversorgung, eine elektrochirurgische Sonde und eine Versorgungsquelle von elektrisch leitfähigem Fluid zum Zuführen des Fluids zu der Zielstelle umfasst;
21 ist eine Seitenansicht einer weiteren elektrochirurgischen Sonde zur Verwendung bei dem System von 20;
22 ist eine Ansicht des distalen Endes der Sonde von 21;
23 bis 25 sind Ansichten des distalen Endes alternativer Sonden;
26 ist eine Ansicht des distalen Endes einer alternativen Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung;
27 zeigt eine elektrochirurgische Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung mit Elektrodenanschlüssen, die innerhalb einer Plasmakammer an dem distalen Ende der Sonde eingelassen sind;
28 zeigt ein arthroskopisches, chirurgisches Verfahren unter Verwendung einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
29 zeigt das Einsetzen einer Fixierungsnaht in gehärtetes Material; und
30 bis 33 zeigen mehrere Ausführungsformen der distalen Spitzenelektroden;
34 zeigt eine weitere Sonde, die besonders für das Abtragen von Knochen oder gehärtetem Material geeignet ist; und
35 zeigt ein endoskopisches Nebenhöhlenoperationsverfahren mit einer der vorstehend beschriebenen Sonden.
Beschreibung spezifischer Ausführungsformen
Bei der vorliegenden Erfindung wird elektrische Hochfrequenz- (RF-) Energie an einen Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids zum Entfernen und/oder Modifizieren von Körpergewebe zur Einwirkung gebracht. Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung kann in einer herkömmlichen offenen Operationsumgebung oder auf minimal invasive Weise unter Verwendung von Kanülen oder Portzugangsvorrichtungen verwendet werden. Die vorliegende Erfindung ist bei Verfahren brauchbar, bei denen die Gewebestelle mit einem elektrisch leitenden Fluid geflutet oder in dieses eingetaucht wird, wie der arthroskopischen Chirurgie des Knies, der Schulter, des Knöchels, der Hüfte, des Ellbogens, des Ligaments oder des Fußes. Insbesondere ist die vorliegende Erfindung bei der Resektion und/oder dem Abtragen des Meniskus und des synovialen Gewebes innerhalb eines Gelenks während eines arthroskopischen Verfahrens brauchbar. Des weiteren umfassen Gewebe, die unter Verwendung des Systems der vorliegenden Erfindung behandelt werden können, ohne hierauf beschränkt zu sein, Prostatagewebe und Leiomyome, die sich innerhalb des Uterus befinden, Zahnfleischgewebe und Schleimhautgewebe im Mund, Tumore, Narbengewebe, Myokardgewebe, Kollagengewebe im Auge oder epidermale und dermale Gewebe an der Oberflä che der Haut. Die vorliegende Erfindung ist auch zum Resezieren von Gewebe innerhalb zugänglicher Stellen des Körpers, die für eine Elektrodenschleifenresektion geeignet sind, wie die Resektion von Prostatagewebe, Leiomyomen, die sich innerhalb des Uterus befinden, und anderem erkrankten Gewebe innerhalb des Körpers brauchbar.
Die vorliegende Erfindung ist besonders brauchbar zum Behandeln von Gewebe im Kopf und Hals wie dem Ohr, dem Mund, dem Rachen, dem Kehlkopf der Speiseröhre, der Nasenhöhle und den Nebenhöhlen. Die Verfahren im Kopf und Hals können durch den Mund oder die Nase unter Verwendung von Spekula oder Mundsperrern oder unter Verwendung von endoskopischen Techniken wie funktioneller endoskopischer Sinuschirurgie (FESS) durchgeführt werden. Diese Verfahren können das Entfernen von geschwollenem Gewebe, chronisch erkrankten, entzündeten und hypertrophen Schleimhautauskleidungen, Polypen, Nasenmuscheln und/oder Neoplasmen aus verschiedenen anatomischen Nebenhöhlen des Schädels, den Nasenmuscheln und Nasenpassagen, in den Mandel-, Adenoid-, epiglottalen und supraglottalen Bereichen und Speicheldrüsen, die submuköse Resektion des Nasenseptums, die Exzision von erkranktem Gewebe und dergleichen umfassen. Bei anderen Verfahren kann die vorliegende Erfindung für den Kollagenschwund, das Abtragen und/oder Hämostase bei Verfahren zur Behandlung von geschwollenem Gewebe (z.B. Nasenmuscheln) oder Schnarchen und obstruktiver Schlafapnoe (z.B. weichem Gaumen wie Zäpfchen, oder einer Versteifung der Zunge/des Rachens und Mittellinienglossektomien), für das Entfernen von geschwollenem Gewebe wie Tonsillektomien, Adenoidektomien, Luftröhrenstenosen und Polypen und Läsionen der Stimmbänder oder für die Resektion oder das Abtragen von Gesichtstumoren oder Tumoren innerhalb des Munds und des Rachens wie Glossektomien, Laryngektomien, akustischen Neuromaverfahren und Nasenabtragungsverfahren brauchbar sein. Des weiteren ist die vorliegende Erfindung brauchbar für Verfahren innerhalb des Ohrs, wie Stapedotomien, Tympanostomien oder dergleichen.
Die vorliegende Erfindung kann auch bei der Behandlung von Gewebe oder anderen Körperstrukturen im Gehirn oder in der Wirbelsäule brauchbar sein. Diese Verfahren umfassen das Entfernen von Tumoren, Laminektomie-/Diskektomieverfahren zur Behandlung von Bandscheibenvorfällen, eine dekompressive Laminektomie aufgrund einer Stenose in der lumbosakralen und zervikalen Wirbelsäule, eine mediale Facettektomie, hintere lumbosakrale und zervikale Wirbelverschmelzungen, die Behandlung von Skoliose, die mit einer Wirbelerkrankung verbunden ist, Foraminotomien zum Entfernen des Dachs der Zwischenwirbellöcher, um eine Nervenwurzelkompression zu lindern und vordere zervikale und lumbale Diskektomien. Diese Verfahren können mittels offener Verfahren oder unter Verwendung minimal invasiver Techniken wie Thorakoskopie, Arthroskopie, Laparoskopie oder dergleichen durchgeführt werden.
Die vorliegende Erfindung kann auch für kosmetische und plastische Chirurgieverfahren am Kopf und Hals brauchbar sein. Beispielsweise ist die vorliegende Erfindung für das Abtragen und Formen von Knorpelgewebe, wie dem Knorpel innerhalb der Nase, der während Rhinoplastikverfahren geformt wird, besonders gut brauchbar. Die vorliegende Erfindung kann auch für das Entfernen von Hautgewebe und/oder das Kollagenschrumpfen in dem Epidermis- oder Dermisgewebe am Kopf und Hals verwendet werden, z.B. für das Entfernen von Pigmentierungen, vaskulären Läsionen (z.B. Beinvenen), Narben, Tätowierungen usw. und für andere chirurgische Verfahren auf der Haut wie Gewebeverjüngung, kosmetische Augenverfahren (Blepharoplastiken), Faltenentfernen, Straffen der Muskeln für Face-Lifting oder Stirn-Lifting, Haarentfernungs- und/oder -transplantationsverfahren usw.
Aus Gründen der Einfacheit wird die übrige Offenbarung spezifisch auf die Behandlung von Gewebestrukturen innerhalb eines Gelenks, beispielsweise auf die arthroskopischer Chirurgie gerichtet, es liegt jedoch auf der Hand, dass das System ebenso gut bei Verfahren, die andere Gewebe des Körpers umfassen, sowie auf andere Verfahren angewandt werden kann, einschließlich offener Verfahren, intravaskulärer Verfahren, Interventionskardiologieverfahren, Urologie, Laparoskopie, Arthroskopie, Thorakoskopie oder anderer kardialer Verfahren, kosmetischer Chirurgie, Orthopädie, Gynäkologie, Otorhinolaryngologie, Wirbelsäulen- und neurologischer Verfahren, Onkologie und dergleichen.
Bei einem Verfahren der Verwendung der Erfindung wird das Körpergewebe volumetrisch entfernt oder abgetragen. Bei diesem Verfahren wird eine Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) zur Entwicklung von hohen elektrischen Feldstärken in der Nähe des Zielgewebes angelegt. Die hohen elektrischen Feldstärken benachbart des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse führen zu einem durch das elektrische Feld induzierten, molekularen Zerfall des Zielgewebes durch molekulare Dissoziation (statt durch thermisches Verdampfen oder Carbonisieren). Die Anmelderin nimmt an, dass die Gewebestruktur durch den molekularen Zerfall von größeren organischen Molekülen in kleinere Moleküle und/oder Atome wie Wasserstoff, Sauerstoff, Oxide von Kohlenstoff, Kohlenwasserstoffen und Stickstoffverbindungen volumetrisch entfernt wird. Dieser molekulare Zerfall entfernt die Gewebestruktur im Gegensatz zum Dehydratisieren des Gewebematerials durch Entfernen von Flüssigkeit innerhalb der Zellen des Gewebes, wie es typischerweise bei elektrochirurgischer Dehydratisierung und Verdampfung der Fall ist, vollständig.
Die hohen elektrischen Feldstärken können erzeugt werden, indem eine Hochfrequenzspannung angelegt wird, die ausreicht, um ein elektrisch leitfähiges Fluid über mindestens einem Bereich des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse in dem Bereich zwischen der distalen Spitze des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse und dem Zielgewebe zu verdampfen. Das elektrisch leitfähige Fluid kann eine Flüssigkeit oder ein Gas sein, wie eine isotonische Kochsalzlösung oder Blut, die bzw. das der Zielstelle zugeführt wird, oder ein viskoses Fluid wie ein Gel, das auf der Zielstelle aufgebracht wird. Da die Dampfschicht oder der verdampfte Bereich eine relativ hohe elektrische Impedanz aufweist, erhöht sie bzw. er die Spannungsdifferenz zwischen der Spitze des Elektrodenanschlusses und dem Gewebe und verursacht eine Ionisierung innerhalb der Dampfschicht aufgrund des Vorhandenseins einer ionisierbaren Spezies (z.B. Natrium, wenn isotonische Kochsalzlösung das elektrisch leitende Fluid ist). Diese Ionisierung unter den hier beschriebenen Bedingungen induziert die Entladung energetischer Elektronen und Photonen aus der Dampfschicht und in Richtung auf die Oberfläche des Zielgewebes. Diese Energie kann in Form von energetischen Photonen (z.B. ultravioletter Strahlung), energetischen Teilchen (z.B. Elektronen oder Ionen) oder einer Kombination hiervon vorliegen. Eine detailliertere Beschreibung dieses Phänomens, Coblation^TM genannt, ist in dem US-Patent 5,697,882 zu finden.
Die Anmelderin nimmt an, dass der grundlegende Mechanismus des Entfernens von Gewebe bei dem Coblations^TM-Mechanismus der vorliegenden Erfindung die energetischen Elektronen oder Ionen sind, die in einem Plasma benachbart dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen erregt worden sind. Wenn eine Flüssigkeit ausreichend erwärmt worden ist, dass Atome von der Oberfläche schneller verdampfen als sie erneut kondensieren, wird ein Gas gebildet. Wenn das Gas ausreichend erwärmt ist, dass die Atome miteinander kollidieren und ihre Elektronen dabei abstoßen, wird ein ionisiertes Gas oder Plasma gebildet (der sogenannte "vierte Aggregatzustand"). Eine vollständigere Beschreibung des Plasmas ist in "Plasma Physics" von R.J. Goldstofl und P.H. Rutherford vom Plasma Physics Laboratory der Princeton University (1995) zu finden. Wenn die Dichte der Dampfschicht (oder innerhalb einer in der elektrisch leitfähigen Flüssigkeit gebildeten Blase) ausreichend niedrig wird (d.h. weniger als etwa 1020 Atome/cm³ für wässerige Lösungen), vergrößert sich die durchschnittliche freie Elektrodenbahn, um es zu ermöglichen, dass später eingespritzte Elektronen eine Stoßionisierung innerhalb dieser Bereiche niedriger Dichte (d.h. Dampfschichten oder Blasen) bewirken. Wenn die Ionenteilchen in der Plasmaschicht eine ausreichende Energie besitzen, beschleunigen sie sich in Richtung auf das Zielgewebe. Energie, die durch die energetischen Elektronen (z.B. 3,5 eV bis 5 eV) entwickelt wird, kann dann ein Molekül bombardieren und seine Bindungen bre chen, wodurch ein Molekül in freie Radikale dissoziiert wird, die sich dann zu endgültigen gasförmigen oder flüssigen Spezies kombinieren.
Plasmen können durch Erwärmen einer kleinen Menge Gas und Ionisieren des Gases mittels Durchführen eines elektrischen Stroms durch diese hindurch oder durch Einführen von Radiowellen in das Gas gebildet werden. Im Allgemeinen verleihen diese Verfahren der Plasmabildung den freien Elektronen in dem Plasma direkt Energie und dann setzen die Kollisionen zwischen Elektronen und Atomen mehr Elektronen frei und der Prozess kaskadiert, bis der gewünschte Grad an Ionisierung erzielt wird. Oft tragen die Elektronen den elektrischen Strom oder absorbieren die Radiowellen und sind deshalb heißer als die Ionen. So tragen bei der Erfindung der Anmelderin die Elektronen, die von dem Gewebe weg in Richtung auf die Gegenelektrode getragen werden, den größten Teil der Wärme des Plasmas mit sich, was es ermöglicht, dass die Ionen die Gewebemoleküle auf eine im Wesentlichen nichtthermische Weise auseinanderbrechen.
Bei einigen Ausführungsformen wird bei der vorliegenden Erfindung eine elektrische Hochfrequenz- (HF-) Energie in einer Umgebung eines elektrisch leitenden Fluids zur Einwirkung gebracht, um eine Gewebestruktur zu entfernen (d.h. zu resezieren, schneiden oder abzutragen) und um quer durchgeschnittene Gefäße innerhalb des Bereichs des Zielgewebes zu verschließen. Die vorliegende Erfindung ist zum Verschließen von größeren arteriellen Gefäßen, d.h. in der Größenordnung von 1 mm oder größer, besonders brauchbar. Bei einigen Ausführungsformen wird eine Hochfrequenzenergiequelle zur Verfügung gestellt, die einen Abtragungsmodus, bei dem eine erste Spannung an einen Elektrodenanschluss angelegt wird, die ausreicht, um eine molekulare Dissoziation oder einen molekularen Zerfall des Gewebes zu bewirken, und einen Koagulierungsmodus, bei dem eine zweite niedrigere Spannung an einen Elektrodenanschluss (entweder dieselbe oder eine unterschiedliche Elektrode) angelegt wird, die ausreicht, um eine Hämostase der abgetrennten Gefäße innerhalb des Gewebes zu erreichen, umfasst. Bei anderen Ausführungsformen werden ein elektrochirurgisches Instrument mit einer oder mehreren Koagulationselektrode(n), die zum Verschließen eines abgetrennten Gefäßes wie eines arteriellen Gefäßes gestaltet ist bzw. sind, und einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen zur Verfügung gestellt, die gestaltet sind, um entweder die Kollagenfasern innerhalb des Gewebes zusammenzuziehen oder das Gewebe zu entfernen (abzutragen) z.B. durch das Zureinwirkungbringen von ausreichender Energie auf das Gewebe, um eine molekulare Dissoziation zu bewirken. Bei den letztgenannten Ausführungsformen kann bzw. können die Koagulationselektrode(n) derart gestaltet sein, dass eine einzige Spannung angelegt werden kann, um mit der bzw. den Koagulationselektrode(n) zu koagulieren und mit dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen abzutragen. Bei anderen Aus führungsformen ist die Energieversorgung mit dem Koagulationsinstrument derart kombiniert, dass die Koagulationselektrode verwendet wird, wenn sich die Energieversorgung in dem Koagulationsmodus (niedrige Spannung) befindet und der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse verwendet wird bzw. werden, wenn sich die Energieversorgung in dem Abtragungsmodus (höhere Spannung) befindet.
Bei einem Verfahren der Verwendung der vorliegenden Erfindung wird bzw. werden ein Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse in enge Nähe zum Gewebe an der Zielstelle gebracht, und die Energieversorgung wird im Abtragungsmodus derart aktiviert, dass eine ausreichende Spannung zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode angelegt wird, um das Gewebe durch molekulare Dissoziation, wie nachstehend beschrieben, volumetrisch zu entfernen. Während dieses Prozesses werden Gefäße innerhalb des Gewebes abgetrennt. Kleinere Gefäße werden mit dem System und dem Verfahren der vorliegenden Erfindung automatisch verschlossen. Größere Gefäße und diejenigen mit einer höheren Strömungsrate wie arterielle Gefäße können bei dem Abtragungsmodus nicht automatisch verschlossen werden. In diesen Fällen können die abgetrennten Gefäße durch Aktivierung einer Steuerung (z.B. eines Fußpedals) zur Verringerung der Spannung der Energieversorgung in den Koagulationsmodus verschlossen werden. In diesem Modus können die Elektrodenanschlüsse gegen die abgetrennten Gefäße gepresst werden, um für ein Verschließen und/oder eine Koagulation des Gefäßes zu sorgen. Alternativ kann eine Koagulationselektrode, die sich an demselben oder einem anderen Instrument befindet, gegen das abgetrennte Gefäß gepresst werden. Wenn das Gefäß ordnungsgemäß verschlossen ist, aktiviert der Chirurg eine Steuerung (z.B. ein weiteres Fußpedal), um die Spannung der Energiezuführung wieder in den Abtragungsmodus zu erhöhen.
Die vorliegende Erfindung ist auch zum Entfernen oder Abtragen von Gewebe um Nerven herum, wie Spinal- oder Kranialnerven, z.B. Sehnerven, Gesichtsnerven, Vestibulokochleärnerven und dergleichen brauchbar. Einer der beträchtlichen Nachteile bei den Mikrodebridementinstrumenten und Lasern des Stands der Technik ist es, dass diese Vorrichtungen nicht zwischen dem Zielgewebe und den umgebenden Nerven oder Knochen unterscheiden. Deshalb muss der Chirurg während dieser Verfahren besonders sorgfältig sein, um eine Schädigung des Knochens oder der Nerven innerhalb der oder um die Nasenhöhle herum zu vermeiden. Bei der vorliegenden Erfindung führt der Coblations^TM-Prozess zum Entfernen von Gewebe zu extrem geringen Tiefen der gleichzeitig auftretenden Gewebeschädigung wie vorstehend erörtert. Dies gestattet es dem Chirurgen, Gewebe nahe eines Nervs zu entfernen, ohne eine gleichzeitig auftretende Schädigung der Nervenfasern zu verursachen.
Zusätzlich zu der allgemein genauen Natur der neuen Mechanismen der vorliegenden Erfindung hat die Anmelderin ein zusätzliches Verfahren des Sicherstellens entdeckt, dass benachbarte Nerven während des Gewebeentfernens nicht beschädigt werden. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden Systeme zur Verfügung gestellt, um zwischen dem Fettgewebe, das Nervenfasern unmittelbar umgibt, und dem normalen Gewebe zu unterscheiden, das während des Verfahrens entfernt werden soll. Nerven umfassen üblicherweise eine Hülle aus Bindegewebe oder Epineurium, das die Bündel von Nervenfasern umschließt, wobei jedes Bündel von seiner eigenen Hülle aus Bindegewebe (dem Perineurium) umgeben ist, um diese Nervenfasern zu schützen. Die äußere Schutzgewebehülle oder das Epineurium umfasst typischerweise ein Fettgewebe mit im Wesentlichen anderen elektrischen Eigenschaften als denjenigen des normalen Zielgewebes, wie den Nasenmuscheln, Polypen, Schleimhautgewebe oder dergleichen, die beispielsweise während Nebenhöhlenverfahren aus der Nase entfernt werden. Das System der vorliegenden Erfindung misst die elektrischen Eigenschaften des Gewebes an der Spitze der Sonde mit einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen. Diese elektrischen Eigenschaften können eine elektrische Leitfähigkeit bei einer, mehreren oder einem Bereich von Frequenz(en) (z.B. im Bereich von 1 kHz bis 100 MHz), die Dielektrizitätskonstante, die Kapazität oder Kombinationen von diesen umfassen. Bei dieser Ausführungsform kann ein hörbares Signal erzeugt werden, wenn die Abtastelektrode(n) an der Spitze der Sonde das Fettgewebe feststellt bzw. feststellen, das einen Nerv umgibt, oder eine direkte Rückkopplungssteuerung kann zur Verfügung gestellt werden, um nur dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen entweder einzeln oder der vollständigen Anordnung von Elektroden Energie zuzuführen, falls und wenn das Gewebe, das an der Spitze oder dem Arbeitsende der Sonde angetroffen wird, normales Gewebe auf der Grundlage der gemessenen elektrischen Eigenschaften ist.
Bei einer Ausführungsform sind die Strombegrenzungselemente (vorstehend detailliert erörtert) derart gestaltet, dass sich die Elektrodenanschlüsse abschalten, wenn die elektrische Impedanz einen Schwellenwert erreicht. Wenn dieser Schwellenwert auf die Impedanz des Fettgewebes 4, das die Nerven 6 umgibt, eingestellt ist, schalten sich die Elektrodenanschlüsse immer ab, wenn sie in Kontakt mit Nerven oder in deren enge Nähe kommen. In der Zwischenzeit leiten die anderen Elektrodenanschlüsse, die in Kontakt mit Nasengewebe stehen oder sich in enger Nähe zu diesem befinden, weiter elektrischen Strom zu der Gegenelektrode. Dieses selektive Abtragen oder Entfernen von Gewebe mit geringerer Impedanz in Kombination mit dem Coblations^TM-Mechanismus der vorliegenden Erfindung gestattet es dem Chirurgen, Gewebe um Nerven oder Knochen herum genau zu entfernen. Die Anmelderin hat gefunden, dass die vorliegende Erfindung Gewebe, das sich nahe an Nerven befindet, ohne Beeinträchtigung der Funktion der Nerven und ohne be trächtliche Beschädigung des Gewebes des Epineuriums volumetrisch entfernen kann. Einer der beträchtlichen Nachteile bei den Mikrodebridementinstrumenten und Lasern des Stands der Technik ist es, dass diese Vorrichtungen nicht zwischen dem Zielgewebe und den umgebenden Nerven oder Knochen unterscheiden. Deshalb muss der Chirurg während dieser Verfahren extrem vorsichtig sein, um eine Schädigung der Knochen oder Nerven innerhalb der Nasenhöhle und um diese herum zu vermeiden. Bei der vorliegenden Erfindung führt das Coblations^TM-Verfahren zum Entfernen von Gewebe zu extrem kleinen Tiefen von gleichzeitig auftretender Gewebeschädigung, wie vorstehend erörtert. Dies gestattet es dem Chirurgen, Gewebe nahe eines Nervs zu entfernen, ohne eine gleichzeitig auftretende Beschädigung der Nervenfasern zu verursachen.
Abgesehen vom Vorstehenden hat die Anmelderin entdeckt, dass der Coblations^TM-Mechanismus der vorliegenden Erfindung manipuliert werden kann, um bestimmte Gewebestrukturen abzutragen oder zu entfernen, während er wenig Wirkung auf andere Gewebestrukturen hat. Wie vorstehend erörtert, wird bei der vorliegenden Erfindung eine Technik des Verdampfens von elektrisch leitfähigem Fluid zur Bildung einer Plasmaschicht oder -tasche um den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum und dann Induzieren der Entladung von Energie von dieser Plasma- oder Dampfschicht, um die molekularen Bindungen der Gewebestruktur zu brechen, verwendet. Auf der Grundlage der anfänglichen Experimente nimmt die Anmelderin an, dass die freien Elektronen innerhalb der ionisierten Dampfschicht in den hohen elektrischen Feldern nahe der bzw. den Elektrodenspitze(n) beschleunigt werden. Wenn die Dichte der Dampfschicht (oder innerhalb einer in der elektrisch leitenden Flüssigkeit gebildeten Blase) ausreichend gering wird (d.h. weniger als etwa 1020 Atome/cm³ für wässerige Lösungen), vergrößert sich die durchschnittliche freie Elektronenbahn, um es anschließend eingespritzten Elektronen zu ermöglichen, eine Stoßionisierung innerhalb dieser Bereiche geringer Dichte (d.h. Dampfschichten oder Blasen) zu verursachen. Die durch die energetischen Elektronen (z.B. 4 bis 5 eV) entwickelte Energie kann anschließend ein Molekül bombardieren und seine Bindungen brechen, wodurch ein Molekül in freie Radikale dissoziiert wird, die sich dann zu endgültigen gasförmigen oder flüssigen Spezies kombinieren.
Die durch die energetischen Elektronen entwickelte Energie kann durch Einstellen einer Vielzahl von Faktoren variiert werden, wie: der Anzahl der Elektrodenanschlüsse, der Elektrodengröße und -beabstandung, des Oberflächenbereichs der Elektroden, der Rauigkeiten und scharfen Kanten an den Elektrodenflächen, der Elektrodenmaterialien, der angelegten Spannung und Energie, der Strombegrenzungseinrichtungen wie Induktoren, der elektrischen Leitfähigkeit des Fluids, das mit den Elektroden in Kontakt steht, der Dichte des Fluids und anderer Faktoren. Demgemäß können diese Faktoren manipuliert werden, um das Energieniveau der erregten Elektronen zu steuern. Da unterschiedliche Gewebestrukturen unterschiedliche molekulare Bindungen aufweisen, kann die vorliegende Erfindung gestaltet werden, um die molekularen Bindungen bestimmter Gewebe zu brechen, während sie eine zu geringe Energie aufweist, um die molekularen Bindungen von anderem Gewebe zu brechen. Beispielsweise hat Fettgewebe Doppelbindungen, die ein beträchtlich höheres Energieniveau als 4 bis 5 eV zum Brechen erfordern. Dementsprechend trägt die vorliegende Erfindung in ihrer gegenwärtigen Gestaltung im Allgemeinen solche Fettgewebe nicht ab oder entfernt diese nicht. Selbstverständlich können Faktoren derart geändert werden, dass diese Doppelbindungen auch auf eine ähnliche Weise wie die Einfachbindungen (z.B. Erhöhen der Spannung oder Ändern der Elektrodenkonfiguration zur Erhöhung der Stromdichte an den Elektrodenspitzen) gebrochen werden können.
Die vorliegende Erfindung stellt auch Systeme und Vorrichtungen zum selektiven Entfernen von Tumoren, z.B. Gesichtstumoren, oder anderen unerwünschten Körperstrukturen zur Verfügung, während das Ausbreiten von lebensfähigen Zellen aus dem Tumor auf ein Minimum herabgesetzt wird. Herkömmliche Techniken zum Entfernen solcher Tumoren führen im Allgemeinen zu der Erzeugung von Rauch in der chirurgischen Umgebung, als elektrochirurgische oder Laserfahne bezeichnet, die intakte, lebensfähige Bakterien- oder Virusteilchen aus dem Tumor oder der Läsion zu dem chirurgischen Team oder anderen Bereichen des Körpers des Patienten verbreiten kann. Dieses potentielle Verbreiten von lebensfähigen Zellen oder Teilchen führte zu einer erhöhten Besorgnis bezüglich der Proliferation von bestimmten schwächenden und tödlichen Erkrankungen wie Hepatitis, Herpes, HIV und Papillomavirus. Durch die Verwendung der vorliegenden Erfindung wird eine Hochfrequenzspannung zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) angelegt, um mindestens einen Teil der Gewebezellen in dem Tumor durch die Dissoziation oder den Zerfall von organischen Molekülen in nichtlebensfähige Atome und Moleküle zu entfernen. Insbesondere wandelt die vorliegende Erfindung die festen Gewebezellen in nichtkondensierbare Gase um, die nicht länger intakt oder lebensfähig sind und so lebensfähige Tumorteilchen nicht zu anderen Teilen des Gehirns des Patienten und zu dem chirurgischen Personal verbreiten können. Die Hochfrequenzspannung wird vorzugsweise ausgewählt, um ein gesteuertes Entfernen dieser Gewebezellen durchzuführen, während eine beträchtliche Gewebenekrose für das umgebende oder darunter liegende Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt wird.
Das elekrochirurgische Instrument umfasst einen Schaft mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende, das einen Elektrodenanschluss bzw. mehrere Elektrodenanschlüsse abstützt. Der Schaft kann eine große Vielzahl von Konfigurationen annehmen, wobei der Hauptzweck ist, einen Elektrodenanschluss oder mehrere Elektrodenanschlüsse mecha nisch abzustützen und es dem behandelten Arzt zu gestatten, die Elektrode(n) von einem proximalen Ende des Schafts aus zu manipulieren. Üblicherweise ist ein elektrochirurgischer Sondenschaft eine Stange oder Rohr mit einem engen Durchmesser, üblicherweise mit Abmessungen, die sein Einführen durch eine Kanüle in den Körper eines Patienten gestatten. So besitzt der Sondenschaft typischerweise eine Länge von mindestens 5 cm für offene Verfahren und mindestens 10 cm, noch typischer von 20 cm oder länger für endoskopische Verfahren. Der Sondenschaft besitzt typischerweise einen Durchmesser von mindestens 1 mm und häufig im Bereich von 1 bis 10 mm. Für die Dermatologie oder andere Verfahren auf der Hautoberfläche besitzt der Schaft eine beliebige geeignete Länge und einen geeigneten Durchmesser, die die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern.
Das elektrochirurgische Instrument kann auch ein Katheter sein, der perkutan und/oder endoluminal in den Patienten durch Einführen durch einen herkömmlichen oder spezialisierten Führungskatheter zugeführt wird, oder die Erfindung kann einen Katheter mit einer aktiven Elektrode oder einer aktiven Elektrodenanordnung, die integral mit seinem distalen Ende ist, umfassen. Der Katheterschaft kann starr oder flexibel sein, wobei flexible Schäfte gegebenenfalls mit einem im Allgemeinen starren äußeren Rohr zur mechanischen Abstützung kombiniert sind. Flexible Schäfte können mit Zugdrähten, Formgedächtnisbetätigungseinrichtungen und anderen bekannten Mechanismen zur Durchführung einer selektiven Ablenkung des distalen Endes des Schafts kombiniert werden, um das Positionieren der Elektrode oder Elektrodenanordnung zu erleichtern. Der Katheterschaft umfasst üblicherweise eine Vielzahl von Drähten oder anderen leitfähigen Elementen, die axial dort hindurch verlaufen, um die Verbindung der Elektrode oder der Elektrodenanordnung und der Gegenelektrode mit einem Verbinder an dem proximalen Ende des Katheterschafts zu gestatten. Der Katheterschaft kann einen Führungsdraht zum Führen des Katheters zu der Zielstelle umfassen oder der Katheter kann einen lenkbaren Führungskatheter umfassen. Der Katheter kann auch einen im Wesentlichen starren distalen Endbereich umfassen, um die Drehmomentsteuerung des distalen Endbereichs zu erhöhen, wenn der Katheter weiter in den Körper des Patienten vorgeschoben wird. Spezifische Schaftkonstruktionen werden detailliert nachstehend in Verbindung mit den Figuren beschrieben.
Der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse ist bzw. sind vorzugsweise innerhalb des oder durch einen anorganischen isolierenden Träger(s) abgestützt, der nahe dem distalen Ende des Instrumentenschafts angeordnet ist. Die Gegenelektrode kann sich an dem Instrumentenschaft, an einem anderen Instrument oder an der Außenoberfläche des Patienten (d.h. einer Dispersionskompresse) befinden. Bei den meisten Anwendungen hat die Anmelderin gefunden, dass es bevorzugt ist, dass sich die Gegenelektrode auf oder nahe dem Schaft des Instruments befindet, um die elektrischen Ströme auf die Zielstelle zu begrenzen. Bei einigen Anwendungen und unter bestimmten Bedingungen kann jedoch die Erfindung in einem monopolaren Modus durchgeführt werden, wobei die Gegenelektrode an der Außenoberfläche des Patienten befestigt ist. Dementsprechend ist die Gegenelektrode vorzugsweise entweder mit dem Instrumentenschaft einstückig ausgebildet oder ein weiteres Instrument befindet sich in enger Nähe zu dem distalen Ende des Instrumentenschafts. Das proximale Ende des Instruments umfasst die geeigneten elektrischen Verbindungen zum Ankoppeln der Gegenelektrode(n) und des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse an einer Hochfrequenzenergieversorgung, wie einen elektrochirurgischen Generator.
Die Stromströmungsbahn zwischen den Elektrodenanschlüssen und der bzw. den Gegenelektrode(n) kann durch Eintauchen der Gewebestelle in ein elektrisch leitendes Fluid (z.B. innerhalb eines viskosen Fluids wie eines elektrisch leitfähigen Gels) oder durch Lenken eines elektrisch leitendes Fluids entlang einer Fluidbahn zu der Zielstelle (d.h. einer Flüssigkeit wie einer isotonischen Kochsalzlösung, einer hypotonischen Kochsalzlösung oder eines Gases wie Argon) erzeugt werden. Das leitfähige Gel kann auch der Zielstelle zugeführt werden, um eine langsamere, stärker gesteuerte Zuführungsrate des leitfähigen Fluids zu erzielen. Des weiteren kann es die viskose Natur dem Chirurgen gestatten, das Gel leichter um die Zielstelle herum zu halten (statt zu versuchen, isotonische Kochsalzlösung zu halten). Eine vollständigere Beschreibung eines beispielhaften Verfahrens des Lenkens des elektrisch leitenden Fluids zwischen den aktiven und den Gegenelektroden ist im US-Patent Nr. 5,697,281 beschrieben. Alternativ können die natürlichen leitfähigen Körperfluida wie Blut ausreichen, um eine leitfähige Bahn zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n) und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen auszubilden und um die Bedingungen zur Ausbildung einer Dampfschicht wie vorstehend beschrieben zu schaffen. Jedoch wird leitfähiges Fluid, das in den Patienten eingeführt wird, im Allgemeinen dem Blut vorgezogen, da Blut dazu neigt, bei bestimmten Temperaturen zu koagulieren. Des weiteren kann das Blut des Patienten eine nicht ausreichende elektrische Leitfähigkeit aufweisen, um bei einigen Anwendungen ausreichend ein Plasma zu bilden. Vorteilhafterweise kann ein flüssiges, elektrisch leitfähiges Fluid (z.B. eine isotonische Kochsalzlösung) verwendet werden, um die Zielgewebeoberfläche gleichzeitig "zu baden", um für ein zusätzliches Mittel zum Entfernen von Gewebe zu sorgen und um den Bereich des Zielgewebes, das gerade abgetragen wurde, zu kühlen.
Die Energieversorgung kann eine Fluidblockierung zum Unterbrechen der Energie zu dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen umfassen, wenn sich nicht ausreichend leitfähiges Fluid um den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum befindet. Dies stellt sicher, dass das Instrument nicht aktiviert wird, wenn das leitfähige Fluid nicht vorhanden ist, was die Beschädigung von Gewebe, die sonst auftreten könnte, auf ein Minimum herabsetzt.
Bei einigen Verfahren kann es auch notwendig sein, das elektrisch leitfähige Fluid und/oder die nichtkondensierbaren, gasförmigen Abtragungsprodukte wiederzugewinnen oder anzusaugen. Des weiteren kann es wünschenswert sein, kleine Stücke von Gewebe oder anderen Körperstrukturen, die durch die Hochfrequenzenergie nicht vollständig zerfallen sind, oder andere Fluida an der Zielstelle wie Blut, Schleim, die gasförmigen Abtragungsprodukte usw. anzusaugen. Dementsprechend kann das System der vorliegenden Erfindung ein Sauglumen oder mehrere Sauglumina in dem Instrument oder an einem anderen Instrument umfassen, das bzw. die an eine geeignete Vakuumquelle zum Ansaugen von Fluida aus der Zielstelle gekoppelt ist bzw. sind. Des weiteren kann die Erfindung eine oder mehrere Ansaugelektrode(n), die an dem distalen Ende des Sauglumens zum Abtragen oder mindestens zum Verringern des Volumens von nicht abgetragenen Gewebefragmenten, die in das Lumen angesaugt werden, gekoppelt ist bzw. sind, umfassen. Die Ansaugelektrode(n) dienen hauptsächlich dazu, ein Verstopfen des Lumens zu hemmen, das sonst auftreten kann, wenn größere Gewebefragmente dort hinein gezogen werden. Die Ansaugelektrode(n) kann bzw. können sich von dem Abtragungselektrodenanschluss bzw. den Abtragungselektrodenanschlüssen unterscheiden oder die gleiche(n) Elekrode(n) kann bzw. können für beide Funktionen dienen.
Als Alternative oder zusätzlich zum Saugen kann es wünschenswert sein, das überschüssige, elektrisch leitfähige Fluid, Gewebefragmente und/oder gasförmige Abtragungsprodukte an oder nahe der Zielstelle mit einer Zurückhaltungsvorrichtung zurückzuhalten, wie einem Korb, einer zurückziehbaren Hülle oder dergleichen. Diese Ausführungsform hat den Vorteil, dass sie sicherstellt, dass das leitfähige Fluid, Gewebefragmente oder Abtragungsprodukte nicht durch das Gefäßsystem des Patienten oder in andere Bereiche des Körpers strömt bzw. strömen. Des weiteren kann es wünschenswert sein, das Ausmaß des Saugens zu begrenzen, um die unerwünschte Wirkung zu begrenzen, die Saugen auf die Hämostase von abgetrennten Blutgefäßen haben kann.
Die vorliegende Erfindung kann einen einzigen aktiven Elektrodenanschluss oder eine Anordnung von Elektrodenanschlüssen aufweisen, die um die distale Oberfläche eines Katheters oder einer Sonde beabstandet sind. Bei der letzteren Ausführungsform umfasst die Elektrodenanordnung üblicherweise eine Vielzahl von unabhängig strombegrenzten und/oder energiegesteuerten Elektrodenanschlüssen, um elektrische Energie auf das Zielgewebe selektiv zur Einwirkung zu bringen, während das unerwünschte Zureinwirkungbringen von elektrischer Energie auf das umgebende Gewebe und die Umgebung be grenzt wird, die sich aus der Energiedissipation in umgebende, elektrisch leitfähige Fluida wie Blut, normale Kochsalzlösung und dergleichen ergibt. Die Elektrodenanschlüsse können durch das Isolieren der Anschlüsse voneinander und das Verbinden jedes Anschlusses mit einer separaten Energiequelle unabhängig, die gegenüber den anderen Elektrodenanschlüssen isoliert ist, strombegrenzt sein. Alternativ können die Elektrodenanschlüsse miteinander an entweder dem proximalen oder dem distalen Ende des Katheters verbunden sein, um ein einziges Kabel zu bilden, das mit einer Energiequelle verbunden ist.
Bei einer Konfiguration ist jeder einzelne Elektrodenanschluss in der Elektrodenanordnung gegenüber allen anderen Elektrodenanschlüssen in der Anordnung innerhalb des Instruments elektrisch isoliert und ist mit einer Energiequelle verbunden, die gegenüber jedem der anderen Elektrodenanschlüsse in der Anordnung oder Schaltung isoliert ist, die den Stromfluss zu dem Elektrodenmaterial begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit einem geringen spezifischen Widerstand (z.B. Blut, elektrisch leitfähige Kochsalzlösungsspülsubstanz oder elektrisch leitfähiges Gel) eine Bahn geringerer Impedanz zwischen der Gegenelektrode und dem einzelnen Elektrodenanschluss verursacht. Die isolierten Energiequellen für jeden einzelnen Elektrodenanschluss können separate Energiezuführungsschaltungen mit inneren Impedanzcharakteristiken sein, die die Energie zu dem zugeordneten Elektrodenanschluss begrenzen, wenn eine geringe Impedanz auf einer Rückführbahn angetroffen wird. Beispielsweise kann die isolierte Energiequelle eine durch den Benutzer auswählbare konstante Stromquelle sein. Bei dieser Ausführungsform führen Bahnen mit geringerer Impedanz automatisch zu einem geringeren Widerstandserwärmungsniveau, da das Erwärmen proportional zum Quadrat der Impedanz während Strombetriebszeiten ist. Alternativ kann eine einzige Energiequelle mit jedem der Elektrodenanschlüsse durch unabhängig betätigbare Schalter oder durch unabhängige Strombegrenzungselemente wie Induktoren, Kondensatoren, Widerstände und/oder Kombinationen davon verbunden sein. Die Strombegrenzungselemente können in dem Instrument, den Verbindern, dem Kabel, der Steuereinrichtung oder entlang der leitfähigen Bahn von der Steuereinrichtung zu der distalen Spitze des Instruments vorgesehen sein. Alternativ kann bzw. können der Widerstand und/oder die Kapazität an der Oberfläche des aktiven Elektrodenanschlusses bzw. der aktiven Elektrodenanschlüsse aufgrund von Oxidschichten, die ausgewählte Elektrodenanschlüsse bilden (z.B. Titan oder eine Widerstandsbeschichtung auf der Oberfläche von Metall wie Platin), auftreten.
Der Bereich der Spitze des Instruments kann viele unabhängige Elektrodenanschlüsse aufweisen, die dazu bestimmt sind, der Nachbarschaft der Spitze elektrische Energie zuzuführen. Das selektive Zureinwirkungbringen von elektrischer Energie auf das leitfähige Fluid wird dadurch erzielt, dass jeder einzelne Elektrodenanschluss und die Gegenelektrode mit einer Energiequelle verbunden werden, die unabhängig gesteuerte oder strombegrenzte Kanäle aufweist. Die Gegenelektrode(n) kann bzw. können ein einziges rohrförmiges Element aus leitfähigem Material proximal zu der Elektrodenanordnung an der Spitze aufweisen, die auch als Leitung für die Zuführung von elektrisch leitfähigem Fluid zwischen der aktiven und der Gegenelektrode dient. Alternativ kann das Instrument eine Anordnung von Gegenelektroden an der distalen Spitze des Instruments (zusammen mit den aktiven Elektroden) umfassen, um den elektrischen Strom an der Spitze aufrechtzuerhalten. Das Anlegen von Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n) und der Elektrodenanordnung führt zu der Erzeugung von hohen elektrischen Feldstärken an den distalen Spitzen der Elektrodenanschlüsse mit der Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der Gegenelektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der bzw. den Gegenelektrode(n) wird entweder durch aktive oder passive Mittel oder eine Kombination davon gesteuert, um dem umgebenden, leitfähigen Fluid elektrische Energie zuzuführen; während die Energiezuführung zu dem umgebenden (Nichtziel-) Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt wird.
Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n) und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen während angemessener Zeitspannen bewirkt ein Schneiden, Entfernen, Abtragen, Formen, Zusammenziehen oder anderweitiges Modifizieren des Zielgewebes. Das Gewebevolumen, über dem Energie abgeführt wird (d.h. es existiert eine hohe Stromdichte) kann beispielsweise durch die Verwendung einer Vielzahl von kleinen Elektrodenanschlüssen genauer gesteuert werden, deren wirksamer Durchmesser oder wirksame Hauptabmessungen im Bereich von etwa 10 mm bis 0,01 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm bis 0,5 mm und stärker bevorzugt von etwa 1 mm bis 0,1 mm liegt bzw. liegen. Elektrodenbereiche für sowohl kreisförmige als auch nichtkreisförmige Anschlüsse weisen eine Kontaktfläche (pro Elektrodenanschluss) von weniger als 50 mm² für Elektrodenanordnungen und bis zu 75 mm² für Ausführungsformen mit einzelnen Elektroden auf. Bei Anordnungen mit mehreren Elektroden liegt die Kontaktfläche jedes Elektrodenanschlusses typischerweise im Bereich von 0,0001 mm² bis 1 mm², und stärker bevorzugt von 0,001 mm² bis 0,5 mm². Der umschriebene Bereich der Elektrodenanordnung oder des Elektrodenanschlusses liegt im Bereich von 0,25 mm² bis 75 mm², vorzugsweise von 0,5 mm² bis 40 mm². Bei Ausführungsformen mit mehreren Elektroden umfasst die Anordnung üblicherweise mindestens zwei isolierte Elektrodenanschlüsse, oft mindestens fünf Elektrodenanschlüsse, oft mehr als zehn Elektrodenanschlüsse und sogar fünfzig oder mehr Elektrodenanschlüsse die über den distalen Kontaktflächen an dem Schaft befestigt sind. Die Verwendung von Elektrodenanschlüssen mit kleinem Durchmesser erhöht die elektrische Feldstärke und verringert das Ausmaß oder die Tiefe der Gewebeerwärmung als Folge der Divergenz von Stromflusslinien, die aus der freigelegten Oberfläche jedes Elektrodenanschlusses ausgehen.
Der Bereich der Gewebebehandlungsfläche kann erheblich variieren und die Gewebebehandlungsfläche kann eine Vielzahl von Geometrien annehmen, wobei bestimmte Bereiche und Geometrien für spezifische Anwendungen gewählt werden. Die Geometrien können planar, konkav, konvex, halbkugelig, konisch, linear "inline" angeordnet sein oder praktisch jede andere regelmäßige oder unregelmäßige Gestalt haben. Am üblichsten wird bzw. werden die aktive(n) Elektrode(n) oder der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse an der distalen Spitze des elektrochirurgischen Instrumentenschafts ausgebildet, die häufig planare, scheibenförmige oder halbkugelförmige Oberflächen zur Verwendung bei Umformungsverfahren oder lineare Anordnungen zur Verwendung beim Schneiden sind. Alternativ oder zusätzlich kann bzw. können die aktive Elektrode(n) an Seitenflächen des elektrochirurgischen Instrumentenschafts (z.B. in der Art eines Spatels) gebildet sein, wodurch der Zugang zu bestimmten Körperstrukturen bei endoskopischen Verfahren erleichtert werden kann.
Bei einigen Ausführungsformen können die Elektrodenabstützung und der Fluidauslass aus einer Außenoberfläche des Instruments oder Handstücks ausgespart sein, um das elektrisch leitfähige Fluid auf den Bereich zu begrenzen, der die Elektrodenabstützung unmittelbar umgibt. Des weiteren kann der Schaft so gestaltet sein, dass er einen Hohlraum um die Elektrodenabstützung und den Fluidauslass herum bildet. Dies hilft dabei, sicherzustellen, dass das elektrisch leitfähige Fluid in Kontakt mit dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und der bzw. den Gegenelektrode(n) bleibt, um die leitfähige Bahn dazwischen aufrechtzuerhalten. Des weiteren hilft dies dabei, eine Dampfschicht und anschließende Plasmaschicht zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe an der Behandlungsstelle während des ganzen Verfahrens aufrechtzuerhalten, was die thermische Beschädigung verringert, die sonst auftreten könnte, wenn die Dampfschicht aufgrund eines Mangels an leitfähigem Fluid verschwinden würde. Das Zurverfügungstellen von elektrisch leitfähigem Fluid um die Zielstelle herum hilft dabei, die Gewebetemperatur auf einem gewünschten Niveau aufrechtzuerhalten.
Bei anderen Ausführungsformen sind die aktiven Elektroden von dem Gewebe um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um den Kontakt zwischen dem Gewebe und der Dampfschicht, die um die aktiven Elektroden herum gebildet ist, auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden. Bei diesen Ausführungsformen wird der Kontakt zwischen den erwärmten Elektronen in der Dampfschicht und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt, da sich diese Elektronen von der Dampfschicht zurück durch das leitfähige Fluid zur Gegenelektrode bewegen. Die Ionen innerhalb des Plasmas besitzen jedoch eine ausreichende Energie unter bestimmten Bedingungen wie einem höheren Spannungsniveau, um sich über die Dampfschicht zu dem Gewebe zu beschleunigen. So zerfallen oder zerbrechen die Gewebebindungen wie bei den vorherigen Ausführungsformen, während der Elektronenstrom und somit die thermische Energie in Kontakt mit dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt wird.
Das elektrisch leitfähige Fluid sollte eine Schwellenleitfähigkeit aufweisen, um eine geeignete leitfähige Bahn zwischen der Gegenelektrode und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen zu schaffen. Die elektrische Leitfähigkeit des Fluids (in Einheiten von Millisiemens pro Zentimeter oder mS/cm) ist üblicherweise höher als 0,2 mS/cm, vorzugsweise höher als 2 mS/cm und stärker bevorzugt höher als 10 mS/cm. Bei einer beispielhaften Ausführungsform ist das elektrisch leitfähige Fluid eine isotonische Kochsalzlösung, die eine Leitfähigkeit von etwa 17 mS/cm besitzt. Die Anmelderin hat gefunden, dass ein leitfähigeres Fluid oder eines mit einer höheren Ionenkonzentration üblicherweise für eine aggressivere Abtragungsrate sorgt. Beispielsweise kann eine Kochsalzlösung mit einem höheren Gehalt an Natriumchlorid als herkömmliche Kochsalzlösung (der in der Größenordnung von etwa 0,9 % Natriumchlorid liegt), z.B. in der Größenordnung von mehr als 1 % oder zwischen 3 % und 20 %, erwünscht sein kann. Alternativ kann die Erfindung mit unterschiedlichen Typen von leitfähigen Fluida verwendet werden, die die Energie der Plasmaschicht beispielsweise durch Erhöhen der Menge an Ionen in dem Plasma oder durch Zurverfügungstellen von Ionen, die ein höheres Energieniveau als Natriumionen aufweisen, erhöhen. Beispielsweise kann die vorliegende Erfindung mit anderen Elementen als Natrium verwendet werden, wie Kalium, Magnesium, Calcium und anderen Metallen nahe dem linken Ende des Periodensystems. Des weiteren können andere elektronegative Elemente wie Fluor statt Chlor verwendet werden.
Die Spannungsdifferenz, die zwischen der bzw. den Gegenelektrode(n) und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen angelegt wird, ist eine Hoch- oder Radiofrequenz, typischerweise zwischen etwa 5 kHz und 20 MHz, üblicherweise zwischen etwa 30 kHz und 2,5 MHz, vorzugsweise zwischen etwa 50 kHz und 500 kHz, oft weniger als 350 kHz und oft zwischen etwa 100 kHz und 200 kHz. Bei einigen Anwendungen hat die Anmelderin gefunden, dass eine Frequenz von etwa 100 kHz brauchbar ist, da die Gewebeimpedanz bei dieser Frequenz viel größer ist. Bei anderen Anwendungen wie Verfahren im Herzen oder im Kopf und Hals oder um diese herum können höhere Frequenzen wünschenswert sein (z.B. 400 bis 600 kHz), um den Niederfrequenzstromfluss in das Herz oder die Nerven des Kopfs oder Halses auf ein Minimum herabzusetzen. Die angelegte RMS- (quadratische Mittelwert-) Spannung liegt üblicherweise im Bereich von etwa 5 Volt bis 1000 Volt, vorzugsweise im Bereich von etwa 10 Volt bis 500 Volt, oft zwischen etwa 150 bis 350 Volt in Abhängigkeit von der Größe des Elektrodenanschlusses, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus des bestimmten Verfahrens oder der gewünschten Wirkung auf das Gewebe (d.h. Zusammenziehen, Koagulieren, Schneiden oder Abtragen). Typischerweise liegt die Spitze-Spitze-Spannung zum Abtragen oder Schneiden mit einer Rechteckwellenform im Bereich von 10 bis 2000 Volt und bevorzugt im Bereich von 100 bis 1800 Volt und stärker bevorzugt im Bereich von 300 bis 1500 Volt, oft im Bereich von etwa 300 bis 800 Volt Spitze-Spitze (wiederum in Abhängigkeit von der Elektrodengröße, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus). Niedrigere Spitze-Spitze-Spannungen werden zur Gewebekoagulation oder zum Kollagenzusammenziehen verwendet und liegen typischerweise im Bereich von 50 bis 1500, vorzugsweise 100 bis 1000 und stärker bevorzugt 120 bis 400 Volt Spitze-Spitze (wiederum werden diese Werte unter Verwendung der Rechteckwellenform berechnet).
Für das Abtragen von Knochen oder anderem gehärteten Material können höhere Spannungen wünschenswert sein. So liegt die RMS- (quadratische Mittelwert-) Spannung, die in diesen Fällen angelegt wird, üblicherweise im Bereich von etwa 5 Volt bis 1500 Volt, vorzugsweise im Bereich von etwa 200 Volt bis 1000 Volt, oft zwischen etwa 450 und 750 Volt in Abhängigkeit von der Größe des Elektrodenanschlusses, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus des bestimmten Verfahrens oder der gewünschten Wirkung auf das Gewebe (d.h. Zusammenziehen, Koagulieren, Schneiden der Abtragen). Typischerweise liegt die Spitze-Spitze-Spannung für das Abtragen oder Schneiden mit einer Rechteckwellenform im Bereich von 10 bis 3000 Volt und vorzugsweise im Bereich von 400 bis 2000 Volt und stärker bevorzugt im Bereich von etwa 900 bis 1500 Volt (wiederum in Abhängigkeit von der Elektrodengeometrie, dem leitfähigen Fluid an der Zielstelle, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus).
Wie vorstehend erörtert, wird die Spannung üblicherweise in einer Reihe von Spannungsimpulsen oder Wechselstrom von mit der Zeit variierender Spannungsamplitude mit einer ausreichend hohen Frequenz (z.B. in der Größenordnung von 5 kHz bis 20 MHz) derart zugeführt, dass die Spannung wirksam kontinuierlich angelegt wird (im Vergleich zu beispielsweise Lasern, die geringe Tiefen der Nekrose beanspruchen und die im Allgemeinen mit etwa 10 bis 20 Hz gepulst werden). Des weiteren liegt die Einschaltdauer (d.h. die kumulative Zeit in jedem Intervall von einer Sekunde, während dessen die Energie zur Einwirkung gebracht wird) in der Größenordnung von etwa 50 % der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu gepulsten Lasern, die typischerweise eine Einschaltdauer von etwa 0,0001 % haben.
Die bevorzugte Energiequelle der vorliegenden Erfindung führt einen Hochfrequenzstrom zu, der auswählbar ist, um ein durchschnittliches Energieniveau im Bereich von mehreren Milliwatt bis einigen zig Watt pro Elektrode in Abhängigkeit von dem Volumen des Zielgewebes, das erwärmt wird, und/oder der maximal gestatteten Temperatur, die für die Instrumentenspitze ausgewählt ist, zu erzeugen. Die Energiequelle gestattet es dem Benutzer, das Spannungsniveau gemäß den spezifischen Erfordernissen eines bestimmten neurochirurgischen Verfahrens, der Herzchirurgie, der arthroskopischen Chirurgie, des dermatologischen Verfahrens, der ophthalmischen Verfahren, der offenen Chirurgie oder eines anderen endoskopischen chirurgischen Verfahrens auszuwählen. Für Herzverfahren und potentiell für die Neurochirurgie kann die Energiequelle zusätzliche Filter aufweisen, um Kriechspannungen mit Frequenzen von weniger als 100 kHz, insbesondere Spannungen um 60 kHz, zu filtern. Alternativ kann eine Energiequelle mit einer höheren Betriebsfrequenz, z.B. 300 bis 600 kHz, bei bestimmten Verfahren verwendet werden, bei denen Streuströme niedriger Frequenz problematisch sein können.
Die Energiequelle kann strombegrenzt oder anderweitig derart gesteuert sein, dass ein unerwünschtes Erwärmen des Zielgewebes oder des umgebenden (Nichtziel-) Gewebes nicht auftritt. Bei einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind strombegrenzende Induktoren in Reihe mit jedem unabhängigen Elektrodenanschluss angeordnet, wobei die Induktanz des Induktors im Bereich von 10 uH bis 50.000 uH, in Abhängigkeit von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate und der Betriebsfrequenz liegt. Alternativ können Kondensator-Induktor- (LC-) Schaltungsstrukturen verwendet werden, wie schon in dem US-Patent 5,697,909 beschrieben wurde. Zusätzlich können strombegrenzende Widerstände verwendet werden. Vorzugsweise weisen diese Widerstände einen hohen positiven Temperaturkoeffienten des Widerstands derart auf, dass, wenn das Stromniveau für irgendeinen einzelnen Elektrodenanschluss, der in Kontakt mit einem Medium mit niedrigem Widerstand (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder Blut) steht, anzusteigen beginnt, sich der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands beträchtlich erhöht, wodurch die Energiezuführung von dem Elektrodenanschluss in das Medium mit niedrigem Widerstand (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder Blut) auf ein Minimum herabgesetzt wird.
Es ist klar ersichtlich, dass die Erfindung nicht auf elektrisch isolierende Elektrodenanschlüsse oder selbst eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen begrenzt ist. Beispielsweise kann eine Anordnung aktiver Elektrodenanschlüsse mit einer einzigen Leitung verbunden sein, die sich durch den Katheterschaft zu einer Energiequelle von Hochfrequenzstrom erstreckt. Alternativ kann das Instrument eine einzige Elektrode enthalten, die sich direkt durch den Katheterschaft erstreckt, oder mit einer einzigen Leitung verbunden ist, die sich zu der Energiequelle erstreckt. Die aktive(n) Elektrode(n) kann bzw. können Kugelformen (z.B. für die Verdampfung und das Austrocknen von Gewebe), Twizzleformen (für das Verdampfen und nadelartige Schneiden), Federformen (für das schnelle größenmäßige Verkleinern (?) und Austrocknen von Gewebe), gedrehte Metallformen, ringförmige oder massive Rohrformen oder dergleichen aufweisen. Alternativ kann bzw. können die Elektrode(n) eine Vielzahl von Filamenten, eine oder mehrere starre oder flexible Bürstenelektrode(n) (für das größenmäßige Verkleinern eines Tumors wie eines Leiomyoms, eines Blasentumors oder eines Prostataadenoms), eine oder mehrere Bürstenelektrode(n) mit Seitenwirkung an einer Seitenfläche des Schafts, eine oder mehrere gewickelte Elektrode(n) oder dergleichen umfassen.
Bei einer Ausführungsform umfasst ein elektrochirurgischer Katheter oder eine elektrochirurgische Sonde einen einzigen aktiven Elektrodenanschluss, der sich von einem isolierenden Element, z.B. einer Keramik, am distalen Ende des Schafts aus erstreckt. Das isolierende Element ist vorzugsweise eine rohrförmige Struktur, die den aktiven Elektrodenanschluss von einer rohrförmigen oder ringförmigen Gegenelektrode trennt, die proximal an dem isolierenden Element und der aktiven Elektrode angeordnet ist. Bei einer anderen Ausführungsform umfasst der Katheter oder die Sonde eine einzige aktive Elektrode, die relativ zum Rest des Katheterkörpers gedreht werden kann, oder der gesamte Katheter kann mit Bezug auf die Leitung gedreht werden. Die einzige aktive Elektrode kann benachbart dem anomalen Gewebe angeordnet und erregt und gedreht werden, wie dies für das Entfernen dieses Gewebes geeignet ist.
Die Stromflussbahn zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen und der bzw. den Gegenelektrode(n) kann durch Eintauchen der Gewebestelle in ein elektrisch leitendes Fluid (z.B. in ein viskoses Fluid wie ein elektrisch leitfähiges Gel) oder durch Lenken eines elektrisch leitenden Fluids entlang einer Fluidbahn zur Zielstelle (d.h. einem Fluid wie einer isotonischen Kochsalzlösung oder einem Gas wie Argon) erzeugt werden. Dieses letztere Verfahren ist bei einer trockenen Umgebung (z.B. bei Gewebe, das nicht in das Fluid eingetaucht ist) besonders wirksam, weil das elektrisch leitende Fluid für eine geeignete Stromflussbahn von dem Elektrodenanschluss zu der Gegenelektrode sorgt.
Unter Bezugnahme auf 1 wird nun ein beispielhaftes elektrochirurgisches System 5 zur Behandlung von Gewebe im Körper detailliert beschrieben. Das elektrochirurgische System 5 ist im Allgemeinen für minimal invasive Verfahren innerhalb des Körpers brauchbar, wobei ein chirurgisches Instrument durch eine perkutane Penetration oder durch eine natürliche Öffnung in den Patienten eingeführt wird. Wie gezeigt, umfasst ein elektrochirurgisches System 5 im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 20, die mit einer Energieversorgung 10 verbunden ist, um einen Elektrodenanschluss bzw. mehreren Elektrodenanschlüsse 42 an der Sonde 20 mit Hochfrequenzspannung zu versorgen. Die Sonde 20 umfasst ein Verbindergehäuse 44 an ihrem proximalen Ende, das mit einem Sondenbehälter bzw. einer Sondenaufnahme 32 eines Sondenkabels 22 entfernbar verbunden sein kann. Der proximale Bereich des Kabels 22 besitzt einen Verbinder 34, um die Sonde 20 mit der Energieversorgung 10 zu koppeln. Die Energieversorgung 10 weist eine durch eine Bedienungsperson steuerbare Spannungsniveaueinstellung 38 auf, um das angelegte Spannungsniveau zu ändern, das an einer Spannungsniveauanzeige 40 beobachtet werden kann. Die Energieversorgung 10 umfasst auch ein oder mehrere Fußpedal(e) 24 und ein oder mehrere Kabel 26, die jeweils mit dem Behälter 30 mit einem Kabelverbinder 28 entfernbar gekoppelt sind. Das bzw. die Fußpedal(e) 24 kann bzw. können ein zweites Pedal (nicht gezeigt), um das an die Elektrodenanschlüsse 104 angelegte Energieniveau aus einer gewissen Entfernung einzustellen, und ein drittes Pedal (ebenfalls nicht gezeigt) umfassen, um zwischen einem Abtragungsmodus und einem Subabtragungsmodus (wie Koagulation und Zusammenziehen) zu schalten.
Bei einer beispielhaften Ausführungsform wird ein erstes Fußpedal 24 verwendet, um die Energieversorgung in den "Abtragungs"-Modus zu bringen, und ein zweites Fußpedal (nicht gezeigt) bringt die Energieversorgung 28 in den "Koagulations"-Modus. Das dritte Fußpedal (nicht gezeigt) gestattet es dem Benutzer, das Spannungsniveau innerhalb des "Abtragungs"-Modus einzustellen. In dem Abtragungs-Modus wird eine ausreichende Spannung an die Elektrodenanschlüsse angelegt, um die erforderlichen Bedingungen für die molekulare Dissoziation des Gewebes (d.h. Bilden eines Plasmas mit ausreichender Energie zum Abtragen von Gewebe) festzulegen. Wie vorstehend erörtert, variiert das erforderliche Spannungsniveau zum Abtragen in Abhängigkeit von der Anzahl, Größe, Gestalt und Beabstandung der Elektroden, dem Abstand, um den sich die Elektroden von dem Abstützelement erstrecken usw. Wenn der Chirurg die Energieversorgung im "Abtragungs"-Modus verwendet, kann die Spannungsniveaueinstellung 40 oder das dritte Fußpedal verwendet werden, um das Spannungsniveau einzustellen, um den Grad oder die Aggressivität der Abtragung einzustellen. Es ist selbstverständlich, dass die Spannung und die Modalität der Energieversorgung auch durch andere Eingabevorrichtungen gesteuert werden können. Die Anmelderin hat jedoch gefunden, dass die Fußpedale bequeme Verfahren zum Steuern der Energieversorgung sind, während die Sonde während eines chirurgischen Verfahrens manipuliert wird.
Beim Koagulations-Modus legt die Energieversorgung 28 eine ausreichend geringe Spannung an einen Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse (oder eine oder mehrere Koagulationselektrode(n)) an, um eine Verdampfung des elektrisch leitfähigen Fluids, die Bildung eines Plasmas und die anschließende molekulare Dissoziation des Gewebes zu vermeiden. Der Chirurg kann die Energieversorgung zwischen dem Abtragungs- und dem Koagulations-Modus automatisch hin und her schalten, indem er alternativ auf die geeigneten Fußpedale tritt. Dies gestattet es dem Chirurgen, sich in situ schnell zwischen Koagulation und Abtragen zu bewegen ohne seine/ihre Konzentration von dem Operationsgebiet abzuwenden oder ohne einen Assistenten bitten zu müssen, die Energieversorgung zu schalten. Beispielsweise verschließt und/oder koaguliert die Sonde typischerweise kleine abgetrennte Gefäße innerhalb des Gewebes, wenn der Chirurg weiches Gewebe im Abtragungsmodus formt. Größere Gefäße oder Gefäße mit einem hohen Fluiddruck (z.B. Arteriengefäße) können im Abtragungsmodus nicht verschlossen werden. Dementsprechend kann der Chirurg einfach auf das geeignete Fußpedal treten, wodurch das Spannungsniveau automatisch unter das Schwellenniveau für das Abtragen abgesenkt wird und während eines ausreichenden Zeitraums genügend Druck auf das abgetrennte Gefäß ausgeübt wird, um das Gefäß zu verschließen und/oder zu koagulieren. Nachdem dies beendet ist, kann der Chirurg schnell zu dem Abtragungsmodus zurückkehren, indem er auf das geeignete Fußpedal tritt. Eine besondere Konstruktion einer geeigneten Energieversorgung zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung ist in dem US-Patent 6,296,636 zu finden.
Unter Bezugnahme auf 2 und 3 wird nun eine repräsentative Hochfrequenzenergieversorgung zur Verwendung gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung beschrieben. Die Hochfrequenzenergieversorgung der vorliegenden Erfindung ist gestaltet, um eine Hochfrequenzspannung von etwa 10 bis 500 Volt RMS zwischen einem Elektrodenanschluss oder mehreren Elektrodenanschlüssen (und/oder Koagulationselektrode) und einer oder mehreren Gegenelektrode(n) anzulegen. Bei der beispielhaften Ausführungsform bringt die Energieversorgung etwa 70 bis 350 Volt RMS im Abtragungsmodus und etwa 20 bis 90 Volt im Subabtragungsmodus, vorzugsweise 45 bis 70 Volt im Koagulationsmodus, zur Einwirkung (diese Werte variieren selbstverständlich in Abhängigkeit von der Gestaltung der Sonde, die an der Energieversorgung befestigt ist, und dem gewünschten Modus des Betriebs).
Die bevorzugte Energiequelle der vorliegenden Erfindung liefert einen Hochfrequenzstrom, der auswählbar ist, um ein durchschnittliches Energieniveau im Bereich von mehreren Milliwatt bis zu mehreren zig Watt pro Elektrode in Abhängigkeit von dem Volumen des Zielgewebes, das erwärmt wird, und/oder der maximal gestatteten Temperatur, die für die Sondenspitze gewählt ist, zu erzeugen. Die Energiequelle gestattet es dem Benutzer, das Spannungsniveau gemäß den spezifischen Erfordernissen eines bestimmten Verfahrens, z.B. der arthroskopischen Chirurgie, eines dermatologischen Verfahrens, der opththalmischen Verfahren, der offenen Chirurgie oder eines anderen endoskopischen chirurgischen Verfahrens auszuwählen.
Wie in 2 gezeigt, umfasst die Energieversorgung im Allgemeinen einen Stromoszillator 100 mit Hochfrequenz (HF) mit Ausgangsverbindungen zum Koppeln über ein Stromausgangssignal 102 an die Lastimpedanz, die durch die Elektrodenanordnung dargestellt ist, wenn die elektrochirurgische Sonde verwendet wird. Bei der repräsentativen Ausführungsform arbeitet der HF-Oszillator bei etwa 100 kHz. Der HF-Oszillator ist nicht auf diese Frequenz beschränkt und kann bei Frequenzen von etwa 300 kHz bis 600 kHz arbeiten. Insbesondere arbeitet der HF-Oszillator für Herzanwendungen vorzugsweise im Bereich von etwa 400 kHz bis etwa 600 kHz. Der HF-Oszillator liefert im Allgemeinen ein Rechteckwellensignal mit einem Spitzenfaktor von etwa 1 bis 2. Selbstverständlich kann dieses Signal ein Sinuswellensignal oder ein anderes geeignetes Wellensignal in Abhängigkeit von der Anwendung und anderen Faktoren wie der angelegten Spannung, der Anzahl und der Geometrie der Elektroden usw. sein. Das Stromausgangssignal 102 ist so gestaltet, dass es eine minimale Spannungsabnahme (d.h. Durchhang) unter Last erleidet. Dies verbessert die angelegte Spannung zu den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode, was die Rate des volumetrischen Entfernens (Abtragens) des Gewebes verbessert.
Energie wird dem Oszillator 100 mittels des Schaltens der Energieversorgung 104, die zwischen der Energieleitung und dem HF-Oszillator gekoppelt ist, statt über einen herkömmlichen Transformator zugeführt. Die Schaltenergieversorgung 140 gestattet es, dass der Generator einen hohen Spitzenenergieausgang ohne die große Größe und das hohe Gewicht eines sperrigen Transformators erzielt. Die Architektur der Schaltenergieversorgung wurde auch dafür konstruiert, das elektromagnetische Rauschen derart zu verringern, das US- und ausländische EMI-Erfordernisse erfüllt werden. Diese Architektur umfasst ein Nullspannungsschalten oder -kreuzen, was bewirkt, dass die Transistoren EIN und AUS geschaltet werden, wenn die Spannung Null ist. Deshalb wird das elektromagnetische Rauschen, das von den Transistoren, die geschaltet werden, erzeugt wird, in hohem Ausmaß verringert. Bei einer beispielhaften Ausführungsform arbeitet die Schaltenergieversorgung 104 bei etwa 100 kHz.
Eine Steuereinrichtung 106, die mit den Steuerungen 105 der Bedienungsperson (d.h. Fußpedale und Spannungswahlschalter) und der Anzeige 116 gekoppelt ist, ist mit einem Steuereingang der Schaltenergieversorgung 104 zum Einstellen der Generatorausgangsenergie durch eine Änderung der Versorgungsspannung verbunden. Die Steuereinrichtung 106 kann ein Mikroprozessor oder eine integrierte Schaltung sein. Die Energieversorgung kann auch einen oder mehrere Stromsensor(en) 112 zum Feststellen des Ausgangsstrom umfas sen. Die Energieversorgung ist vorzugsweise in einem Metallgehäuse untergebracht, das für ein haltbares Gehäuse für die darin enthaltenen elektrischen Komponenten sorgt. Des weiteren verringert das Metallgehäuse das elektromagnetische Rauschen, das innerhalb der Energieversorgung erzeugt wird, da das geerdete Metallgehäuse als "Faraday'scher Käfig" fungiert, wodurch die Umgebung von den internen Quellen des elektromagnetischen Rauschens abgeschirmt wird.
Die Energieversorgung umfasst im Allgemeinen eine Hauptplatine, die die generischen elektrischen Komponenten enthält, die für viele chirurgische Verfahren (z.B. Arthroskopie, Urologie, allgemeine Chirurgie, Dermatologie, Neurochirurgie usw.) erforderlich sind, und eine Tochterplatine, die die anwendungsspezifischen, strombegrenzenden Schaltungen (z.B. Induktoren, Widerstände, Kondensatoren und dergleichen) enthält. Die Tochterplatine ist mittels eines abnehmbaren Mehrstiftverbinders an die Hauptplatine gekoppelt, um das bequeme Umwandeln der Energieversorgung für beispielsweise Anwendungen zu gestatten, die eine unterschiedliche strombegrenzende Schaltungskonstruktion erfordern. Für die Arthroskopie umfasst die Tochterplatine vorzugsweise eine Vielzahl von Induktoren von etwa 200 bis 400 Mikro-Henry, üblicherweise etwa 300 Mikro-Henry für jeden der Kanäle, die den Elektrodenanschlüssen Strom zuführen (siehe 4).
Alternativ sind bei einer Ausführungsform strombegrenzende Induktoren in Reihe mit jedem unabhängigen Elektrodenanschluss geschaltet, wobei die Induktanz des Induktors im Bereich von 10 uH bis 50.000 uH in Abhängigkeit von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate und der Betriebsfrequenz liegt. Alternativ können Kondensator-Induktor- (LC-) Schaltungsstrukturen verwendet werden. Des weiteren können strombegrenzende Widerstände gewählt werden. Vorzugsweise weisen diese Widerstände einen hohen positiven Temperaturwiderstandskoeffizienten auf, so dass, wenn das Stromniveau für einen beliebigen einzelnen Elektrodenanschluss in Kontakt mit einem Medium niedrigen Widerstands (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder leitfähiges Gel) anzusteigen beginnt, der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands signifikant erhöht wird, wodurch die Energiezufuhr vom Elektrodenanschluss in das Medium niedrigen Widerstands (z.B. Kochsalzlösungsspülmittel oder leitfähiges Gel) auf ein Minimum herabgesetzt wird.
Das Energieausgangssignal kann auch an eine Vielzahl von strombegrenzenden Elementen 96 gekoppelt werden, die sich vorzugsweise auf der Tochterplatine befinden, da die strombegrenzenden Elemente in Abhängigkeit von der Anwendung variieren können. 4 zeigt eine Anordnung, die bei arthroskopischen Verfahren mit einer Mehrelektrodensonde verwendet werden kann. Wie gezeigt, umfasst eine Hochfrequenzenergieversorgung 28 eine Spannungsquelle 98, die mit einer Vielzahl von strombegrenzenden Elementen 96a, 96b ... 96z verbunden ist. Diese sind typischerweise Induktoren, die eine Induktanz im Bereich von etwa 100 bis 5000 Mikro-Henry aufweisen, wobei der bestimmte Wert von den Abmessungen des Elektrodenanschlusses, den gewünschten Abtragungsraten und dergleichen abhängt. Kondensatoren mit Kapazitätswerten im Bereich von etwa 200 bis 10.000 Picofarad können ebenfalls als strombegrenzende Elemente verwendet werden. Es wäre auch möglich, Widerstände als strombegrenzende Elemente zu verwenden. Die strombegrenzenden Elementen können auch Teil einer Resonanzkreisstruktur sein.
4 bis 6 zeigen eine beispielhafte elektrochirurgische Sonde 20. Wie in 4 gezeigt, umfasst die Sonde 20 im Allgemeinen einen länglichen Schaft 100, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204, der an das proximale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist, und ein Elektrodenabstützelement 102, das an das distale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist. Der Schaft 100 umfasst vorzugsweise ein elektrisch leitendes Material, üblicherweise ein Metall wie Wolfram, Legierungen aus rostfreiem Stahl, Platin oder dessen Legierungen, Titan oder dessen Legierungen, Molybdän oder. dessen Legierungen und Nickel oder dessen Legierungen. Der Schaft 100 umfasst einen elektrisch leitenden Mantel 108, der typischerweise als eine oder mehrere elektrisch isolierende Hülle(n) oder Beschichtung(en), wie Polytetrafluorethylen, Polyimid und dergleichen gebildet ist. Das Vorsehen eines elektrisch isolierenden Mantels über dem Schaft verhindert den direkten elektrischen Kontakt zwischen diesen Metallelementen und einer benachbarten Körperstruktur oder dem Chirurgen. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (z.B. einer Sehne) und einer freigelegten Elektrode könnte zu einem unerwünschten Erwärmen und einer Nekrose der Struktur am Kontaktpunkt führen, was eine Nekrose verursacht.
Der Griff 204 umfasst typischerweise ein Kunststoffmaterial, das leicht zu einer geeigneten Gestalt zur Handhabung durch den Chirurgen geformt wird. Wie in 9 gezeigt, bildet der Griff 204 einen inneren Hohlraum 208, in dem die elektrischen Verbindungen 250 (nachstehend erörtert) untergebracht sind und der für eine geeigneten Schnittstelle zur Verbindung an ein elektrisches Verbindungskabel 22 (siehe 1) sorgt. Wie in 7 gezeigt, umfasst die Sonde typischerweise einen Codierwiderstand 260 mit einem Wert, der gewählt ist, um unterschiedliche Ausgangsbereiche und Modi des Betriebs für die Energieversorgung zu programmieren. Dies gestattet es, dass eine einzige Energieversorgung mit einer Vielzahl von verschiedenen Sonden bei verschiedenen Anwendungen (z.B. Dermatologie, Herzchirurgie, Neurochirurgie, Arthroskopie usw.) verwendet wird.
Die Sonde 20 kann des weiteren ein Identifizierungselement umfassen, die für die bestimmte Elektrodenanordnung charakteristisch ist, so dass die gleiche Energieversorgung 28 für verschiedene elektrochirurgische Operationen verwendet werden kann. Bei einer Ausführungsform umfasst die Sonde 20 beispielsweise ein Spannungsherabsetzungselement oder eine Spannungsherabsetzungsschaltung zum Verringern der Spannung, die zwischen den Elektrodenanschlüssen 104 und der Gegenelektrode 112 angelegt wird. Das Spannungsherabsetzungselement dient dazu, die Spannung, die durch die Energieversorgung zur Einwirkung gebracht wird, derart herabzusetzen, dass die Spannung zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode niedrig genug ist, um einen übermäßigen Energieverlust in das elektrisch leitende Medium und/oder das Abtragen von Gewebe an der Zielstelle zu vermeiden. Das Spannungsherabsetzungselement gestattet es hauptsächlich, dass die elektrochirurgische Sonde 20 mit anderen ArthroCare-Generatoren kompatibel ist, die dazu geeignet sind, höhere Spannungen für das Abtragen oder Verdampfen von Gewebe anzulegen. Für das Zusammenziehen von Gewebe dient das Spannungsherabsetzungselement beispielsweise dazu, eine Spannung von etwa 100 bis 135 Volt μ (das eine Stellung von 1 auf den ArthroCare Generatoren, Modell 970, 980 und 2000 ist) auf etwa 45 bis 60 Volt RMS herabzusetzen, was eine geeignete Spannung für das Zusammenziehen von Gewebe ohne Abtragen (z.B. der molekularen Dissoziation) des Gewebes ist.
Selbstverständlich erfordert die Sonde bei einigen Verfahren typischerweise kein Spannungsherabsetzungselement. Alternativ kann die Sonde ein Spannungserhöhungselement oder eine Spannungserhöhungsschaltung, falls gewünscht, aufweisen.
Bei dem in 4 bis 6 gezeigten Beispiel erstreckt sich das Elektrodenabstützelement 102 vom distalen Ende des Schafts 100 (üblicherweise etwa 1 bis 20 mm) und sorgt für eine Abstützung für eine Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen 120. Das Elektrodenabstützelement 102 und die Elektrodenanschlüsse 120 sind vorzugsweise an einem rohrförmigen Abstützelement 122 innerhalb des Schafts 100 mittels eines Klebemittels 124 befestigt. Die Elektrodenanschlüsse 120 können als runde, quadratische, rechteckige oder anders gestaltete, leitfähige Metalle gestaltet sein. Beispielsweise können die Elektrodenanschlussmaterialien aus der Gruppe gewählt werden, die rostfreien Stahl, Wolfram und dessen Legierungen, Molybdän und dessen Legierungen, Titan und dessen Legierungen, Legierungen auf der Basis von Nickel sowie Platin und dessen Legierungen enthalten. Das Elektrodenabstützelement 102 ist vorzugsweise eine Keramik-, Glas- oder Glas-/Keramikzusammensetzungen (z.B. Aluminiumoxid, Titannitrid oder dergleichen). Alternativ kann das Elektrodenabstützelement 620 die Verwendung eines biokompatiblen Hochtemperaturkunststoffs wie Polyether-Ether-Keton (PEEK), hergestellt von Vitrex International Products, Inc. oder Polysulfon, hergestellt von GE Plastics, umfassen.
Das Klebemittel 620 kann beispielsweise ein Epoxy (z.B. Master Bond EP42HT, hergestellt von Master Bond) oder ein Klebemittel auf der Basis von Silicon sein.
6 zeigt ein Beispiel des Arbeitsendes der Sonde 20. Wie gezeigt, sind insgesamt 7 kreisförmige aktive Elektroden oder Elektrodenanschlüsse 120 in einem symmetrischen Muster mit einem Durchmesser der aktiven Elektroden D1 im Bereich von 0,05 mm bis 1,5 mm, stärker bevorzugt im Bereich von 0,1 mm bis 0,75 mm, gezeigt. Die Abstände W1 und W2 zwischen den Elektroden liegen vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Abstand W3 zwischen dem Außenumfang des Elektrodenanschlusses 120 und dem Umfang des Elektrodenabstützelements liegt vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Gesamtdurchmesser D2 des Arbeitsendes der Sonde 20 liegt vorzugsweise im Bereich von (ES mm (?) bis 10 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,5 mm bis 5 mm. Wie vorstehend erörtert, kann die Gestalt der aktiven Elektroden rund, quadratisch, dreieckig, sechseckig, rechteckig, rohrförmig, wie ein flacher Streifen und dergleichen sein und kann in einem kreisförmig symmetrischen Muster wie in 6 gezeigt angeordnet sein oder kann beispielsweise in einem rechteckigen, quadratischen, linearen Muster oder dergleichen angeordnet sein.
Bei diesem Beispiel umfasst die Sonde 20 eine rohrförmige Kanüle 122, die sich entlang des Schafts 100 radial nach außen von dem Abstützelement 102 und den Elektrodenanschlüssen 120 aus erstreckt. Das Material für die Kanüle 122 kann aus einer Gruppe von elektrisch leitfähigen Metallen derart gewählt werden, dass die Kanüle 122 sowohl als strukturelles Abstützelement für die Anordnung der Elektrodenanschlüsse 120 als auch als Gegenelektrode 112 dient. Das Abstützelement 122 ist mit einem elektrischen Leitungsdraht (nicht gezeigt) an seinem proximalen Ende innerhalb eines Verbindergehäuses (nicht gezeigt) verbunden und setzt sich über einen geeigneten Verbinder zu der Energieversorgung 28 hin fort, um für eine elektrische Kontinuität zwischen einem Ausgangspol des Hochfrequenzgenerators 28 und der Gegenelektrode 112 zu sorgen. Die Kanüle 122 kann aus der Gruppe ausgewählt werden, die rostfreien Stahl, Legierungen auf der Basis von Kupfer, Titan oder dessen Legierungen und Legierungen auf der Basis von Nickel umfasst. Die Dicke der Kanüle 122 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,08 mm bis 1,0 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,05 mm bis 0,4 mm.
Wie in 5 und 6 gezeigt, ist die Kanüle 122 mit einer elektrisch isolierenden Hülle 108 bedeckt, um den Körper des Patienten vor dem elektrischen Strom zu schützen. Die elektrisch isolierende Hülle kann eine Beschichtung (z.B. Nylon) oder ein wärmeschrumpfbarer Kunststoff (z.B. Fluorpolymer oder Polyester) sein. Wie in 5 gezeigt, ist der proximale Bereich der Kanüle 122 freigelegt belassen, um als Gegenelektrode 112 zu dienen. Die Länge L5 der Gegenelektrode 112 liegt vorzugsweise im Bereich von 1 mm bis 30 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 2 mm bis 20 mm. Der Abstand zwischen dem distalsten Bereich der Gegenelektrode 112 und der Ebene L1 der Gewebebehandlungsfläche des Elektrodenabstützelements 120 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,5 mm bis 30 mm und stärker bevorzugt im Bereich von 1 mm bis 20 mm. Die Dicke der elektrisch isolierenden Hülle 108 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 0,5 nm und stärker bevorzugt im Bereich von 0,02 mm bis 0,2 mm.
In dem in 4 bis 6 gezeigten Beispiel wird das elektrisch leitende Fluid von einem Fluidzuführungselement (nicht gezeigt), das von der Sonde 20 getrennt ist, zugeführt. Bei der arthroskopischen Chirurgie wird die Körperhöhle beispielsweise mit isotonischer Kochsalzlösung geflutet und die Sonde 20 wird in den gefluteten Hohlraum eingeführt. Elektrisch leitfähiges Fluid wird kontinuierlich erneut zugeführt, um die Leitungsbahn zwischen der Gegenelektrode 112 und den Elektrodenanschlüssen 102 aufrechtzuerhalten.
7 bis 10 zeigen ein weiteres Beispiel einer Sonde, die ein Ansauglumen und eine Schleifenelektrode enthält, die dazu bestimmt ist, Gewebefragmente abzutragen, wenn sie in das Lumen angesaugt werden. Wie in 7 gezeigt, umfasst die elektrochirurgische Sonde 20 einen länglichen Schaft 100, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204, der an das proximale Ende des Schafts gekoppelt ist, und ein Elektrodenabstützelement 102, das an das distale Ende des Schafts 100 gekoppelt ist. Wie in 8 gezeigt, umfasst die Sonde 20 eine aktive Schleifenelektrode 203 und eine Gegenelektrode 212, die von der aktiven Schleifenelektrode 203 proximal beabstandet ist. Die Sonde 200 umfasst des weiteren ein Sauglumen 220 zum Ansaugen von überschüssigen Fluida, Blasen, Gewebefragmenten und/oder Abtragungsprodukten aus der Zielstelle. Wie in 7 und 8 gezeigt, erstreckt sich das Sauglumen 220 durch das Abstützelement 102 hindurch zu einer distalen Öffnung 222 und erstreckt sich durch den Schaft 201 und den Griff 204 hindurch zu einem externen Verbinder 224 zum Koppeln an eine Vakuumquelle. Typischerweise ist die Vakuumquelle eine Standardkrankenhauspumpe, die für den Saugdruck zum Verbinder 224 und dem Lumen 220 sorgt.
Das Elektrodenabstützelement 102 erstreckt sich von dem distalen Ende des Schafts 201 (üblicherweise 1 bis 20 mm) und sorgt für eine Abstützung für die Schleifenelektrode 203 und eine Ringelektrode 204 (siehe 22). Wie in 20 gezeigt, besitzt die Schleifenelektrode 203 ein erstes Ende und ein zweites Ende, die sich von dem Elektrodenabstützelement 102 aus erstrecken. Das erste und das zweite Ende sind jeweils mit einem oder mehreren Verbindern, z.B. Drähten (nicht gezeigt) gekoppelt oder mit diesem bzw. diesen einstückig ausgebildet, die sich durch den Schaft der Sonde zu dessen proximalem Ende zum Koppeln an die Hochfrequenzenergieversorgung erstreckt bzw. erstrecken. Die Schleifenelektrode erstreckt sich üblicherweise etwa 0,5 bis etwa 10 mm vom distalen Ende des Abstützelements, vorzugsweise etwa 1 bis 2 mm. Die Schleifenelektrode 203 erstreckt sich üblicherweise weiter weg von dem Abstützelement als die Ringelektrode 204, um das Abtragen des Gewebes zu erleichtern. Wie vorstehend erörtert, ist die Schleifenelektrode 203 besonders für das Gewebeabtragen gestaltet, während die Ringelektrode 204 Gewebefragmente abträgt, die in das Sauglumen 220 angesaugt werden.
Unter Bezugnahme auf 10 umfasst die Elektrode 204 vorzugsweise einen Wolfram- oder Titanringdraht mit zwei Enden 230, 232, die an die elektrischen Verbinder (nicht gezeigt) innerhalb des Abstützelements 102 gekoppelt sind. Der Draht ist gebogen, um eine Hälfte der Zahl acht zu bilden, wodurch ein Ring gebildet wird, der oberhalb der Öffnung 222 des Sauglumens 220 angeordnet ist. Dieser Ring hemmt den Durchtritt von Gewebefragmenten, die groß genug sind, um das Sauglumen 220 zu verstopfen. Des weiteren liefert die zwischen der Ringelektrode 204 und der Gegenelektrode 212 angelegte Spannung ausreichend Energie, um diese Gewebefragmente zu kleineren Fragmenten abzutragen, die dann durch das Lumen 220 angesaugt werden. Bei dem vorliegenden Beispiel sind die Elektrode 204 und die Schleifenelektrode 203 elektrisch voneinander isoliert. Diese Elektroden 204, 203 können bei einigen Anwendungen elektrisch gekoppelt sein.
11 bis 17 zeigen eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, welche eine elektrochirurgische Sonde 300 umfasst, die eine aktive Schirmelektrode 302 enthält. Wie in 1 gezeigt, umfasst die Sonde 300 einen länglichen Schaft 304, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 306, der an das proximale Ende des Schafts 304 gekoppelt ist, und ein Elektrodenabstützelement 308, das an das distale Ende des Schafts 304 gekoppelt ist. Die Sonde 300 umfasst des weiteren eine aktive Schirmelektrode 302 und eine Gegenelektrode 310, die von der aktiven Schirmelektrode 302 proximal beabstandet ist. Bei dieser Ausführungsform sind die aktive Schirmelektrode 302 und das Abstützelement 308 derart gestaltet, dass die aktive Elektrode 302 an einer seitlichen Seite des Schafts 304 (z.B. 90° von der Schaftachse) angeordnet ist, um es dem Arzt zu gestatten, Zugang zu dem Gewebe zu bekommen, das von der Achse der Pforten- oder arthroskopischen Öffnung in den Gelenkhohlraum versetzt ist, in den sich der Schaft 304 während des Verfahrens bewegt. Um dies zu erreichen, umfasst die Sonde 300 eine elektrisch isolierende Kappe 320, die an das distale Ende des Schafts 304 gekoppelt ist und eine seitliche Öffnung 322 zu Aufnahme des Abstützelements 308 und der Schirmelektrode 302.
Die Sonde 300 umfasst des weiteren ein Saugverbindungsrohr 314 zum Koppeln an eine Vakuumquelle und ein inneres Sauglumen 312 (12) zum Ansaugen von überschüssigen Fluida, Gewebefragmenten und/oder Abtragungsprodukten (z.B. Blasen) von der Zielstelle. Des weiteren gestattet es das Sauglumen 312 dem Chirurgen, lockeres Gewebe, z.B. Synovialgewebe in Richtung auf die Schirmelektrode 302 zu saugen, wie vorstehend erörtert. Typischerweise ist die Vakuumquelle eine Standardkrankenhauspumpe, die für den Saugdruck zu dem Verbindungsrohr 313 und dem Lumen 312 sorgt. Jedoch kann eine Pumpe auch in die Hochfrequenzenergieversorgung eingebaut sein. Wie in 12, 13 und 16 gezeigt, erstreckt sich das innere Saugvolumen 312, das vorzugsweise ein PEEK-Rohr umfasst, von dem Verbindungsrohr 314 im Griff 306 durch den Schaft 304 zu einer axialen Öffnung 316 in dem Abstützelement 308, durch das Abstützelement 308 zu einer seitlichen Öffnung 318. Die seitliche Öffnung 318 kontaktiert die Schirmelektrode 302, die eine Vielzahl von Löchern 324 (214) (?) umfasst, um das Ansaugen dort hindurch wie nachstehend erörtert zu gestatten.
Wie in 12 gezeigt, begrenzt der Griff einen Innenhohlraum 326, in dem die elektrischen Verbindungen 328 (vorstehend erörtert) untergebracht sind, und der für eine geeignete Schnittstelle für die Verbindung eines elektrischen Verbindungskabels 22 (siehe 1) sorgt. Wie in 15 gezeigt, umfasst die Sonde auch einen Codierwiderstand 330 mit einem Wert, der gewählt ist, um unterschiedliche Ausgangsbereiche und Modi des Betriebs für die Energieversorgung zu programmieren. Dies gestattet die Verwendung einer einzigen Energieversorgung mit einer Vielzahl von unterschiedlichen Sonden bei unterschiedlichen Anwendungen (z.B. Dermatologie, Herzchirurgie, Neurochirurgie, Arthroskopie usw.).
Unter Bezugnahme auf 16 umfasst das Elektrodenabstützelement 308 vorzugsweise ein anorganisches Material wie Glas, Keramik, Siliciumnitrid, Aluminiumoxid oder dergleichen, das mit seitlichen und axialen Öffnungen 318, 316 zum Saugen ausgebildet ist und mit einem oder mehreren kleineren Löchern 330 zur Aufnahme der elektrischen Verbinder 332 ausgebildet ist. Bei der repräsentativen Ausführungsform besitzt das Abstützelement 308 eine zylindrische Gestalt zum Abstützen einer kreisförmigen Schirmelektrode 302. Selbstverständlich kann die Schirmelektrode 302 eine Vielzahl von unterschiedlichen Formen wie die in 17 gezeigte rechteckige Form aufweisen, was die zugeordnete Form des Abstützelements 308 ändern kann. Wie in 13 gezeigt, erstrecken sich elektrische Verbinder 332 von den Verbindungen 328, durch den Schaft 304 und Löcher 330 in dem Abstützelement 308 zur Schirmelektrode 302, um die aktive Elektrode 302 mit einer Hochfrequenzenergieversorgung zu koppeln. Bei der repräsentativen Ausführungsform ist die Schirmelektrode 302 an dem Abstützelement 308 mittels Kugeldrähten 334, die sich durch Löcher 336 in der Schirmelektrode 302 und Löcher 330 in dem Abstützelement 308 erstrecken, angebracht. Die Kugeldrähte 334 dienen dazu, den Schirm 302 mit den Verbindern 332 zu koppeln und den Schirm 302 an dem Abstützelement 308 zu befestigen. Selbstverständlich kann eine Vielzahl von anderen Verfahren verwendet werden, um diese Funktionen durchzuführen, wie Nagelkopfdrähte, Klebe- und Standarddrähte, ein Kanal in dem Abstützelement usw..
Die Schirmelektrode 302 umfasst ein leitfähiges Material wie Wolfram, Titan, Molybdän, rostfreien Stahl, Aluminium, Gold, Kupfer oder dergleichen. Bei einigen Ausführungsformen kann es vorteilhaft sein, die aktiven und die Gegenelektroden aus dem gleichen Material herzustellen, um die Möglichkeit zu eliminieren, dass Gleichströme durch ungleiche Metallelektroden erzeugt werden. Die Schirmelelektrode 302 weist üblicherweise einen Durchmesser im Bereich von etwa 0,5 bis 8 mm, vorzugsweise etwa 1 bis 4 mm, und eine Dicke von etwa 0,05 bis etwa 2,5 mm, vorzugsweise etwa 0,1 bis 1 mm, auf. Die Elektrode 302 umfasst eine Vielzahl von Löchern 324 mit einer Größe, die in Abhängigkeit von der bestimmten Anwendung und der Anzahl der Löcher (üblicherweise einem bis 50 Löchern und vorzugsweise etwa 3 bis 20 Löchern) variieren kann. Die Löcher 324 sind typischerweise groß genug, dass abgetragene Gewebefragmente sich dort hindurch in das Sauglumen 312 bewegen können und weisen typischerweise einen Durchmesser von etwa 2 bis 30 ml, vorzugsweise einen Durchmesser von etwa 5 bis 30 ml, auf. Bei einigen Anwendungen kann es wünschenswert sein, nur Fluid und die gasförmigen Abtragungsprodukte (z.B. Blasen) anzusaugen, so dass die Löcher viel kleiner sein können, beispielsweise in der Größenordnung von weniger als 10 ml, oft weniger als 5 ml.
Bei der repräsentativen Ausführungsform wird die Sonde 300 wie folgt hergestellt: die Schirmelektrode 302 wird derart auf dem Abstützelement 308 angeordnet, dass die Löcher 324 mit den Löchern 330 fluchten. Ein Kugeldraht oder mehrere Kugeldrähte 334 wird bzw. werden in diese Löcher eingesetzt und eine geringe Menge Klebstoff (z.B. Epotek) wird um die äußere Fläche des Abstützelements 308 herum angeordnet. Die Kugeldrähte 334 werden dann gezogen, bis der Schirm 302 mit dem Abstützelement 308 bündig ist und die gesamte Unterbaugruppe wird in einem Ofen oder einem anderen geeigneten Heizmechanismus gehärtet. Die Unterbaugruppe aus Elektrode und Abstützelement wird dann durch die seitliche Öffnung in der Kappe 320 eingesetzt und Klebemittel wird auf das PEEK-Rohransauglumen 312 aufgebracht. Das Sauglumen 312 wird dann durch das axiale Loch 316 in dem Abstützelement 308 angeordnet, und diese Unterbaugruppe wird gehärtet. Die Gegenelektrode 310 (die typischerweise der freigelegte Bereich des Schafts 304 ist) wird dann an der Kappe 320 zum Anhaften gebracht.
18 und 19 zeigen die Verwendung von beispielhaften Sonden 350 zum Abtragen von Gewebe. Wie gezeigt, wird der distale Bereich der Sonde 350 an der Zielstelle (entweder endoskopisch, mittels eines offenen Verfahrens oder direkt auf der Haut des Patienten) eingeführt und der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse 352 werden benachbart zum Gewebe angeordnet (19 zeigt eine Sonde mit einer einzigen aktiven Elektrode 352, während 18 mehrere aktive Elektroden 352 zeigt). Bei der Ausführungsform ist die Zielstelle derart in elektrisch leitfähiges Fluid eingetaucht, dass das leitfähige Fluid eine Stromflussbahn (siehe Stromflusslinien 358) zwischen der Gegenelektrode 356 und der bzw. den aktiven Elektrode(n) 352 erzeugt und die Zone zwischen dem Gewebe 354 und der Elektrodenabstützung 380 ständig in dem Fluid eingetaucht ist. Die Energieversorgung (nicht gezeigt) wird dann eingeschaltet und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 und der Gegenelektrode 356 angelegt wird.
Bei dem Beispiel ist die Hochfrequenzspannung ausreichend, um das elektrisch leitfähige Fluid zwischen dem Zielgewebe 354 und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma 360 zu verwandeln. Als Folge der angelegten Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 352 und dem Zielgewebe 354 (d.h. des Spannungsgradienten über der Plasmaschicht 360) werden geladene Teilchen im Plasma (nämlich Elektronen) in Richtung auf das Gewebe beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen gewinnen diese geladenen Teilchen eine ausreichende Energie, um die Dissoziation der molekularen Bindungen innerhalb der Gewebestrukturen zu verursachen. Diese molekulare Dissoziation wird vom volumetrischen Entfernen (d.h. abtragender Sublimierung) des Gewebes und der Erzeugung von Gasen 366 mit niedrigem Molekulargewicht wie Sauerstoff, Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb des Gewebes begrenzt den Prozess der molekularen Dissoziation auf die Oberflächenschicht 364, um eine Beschädigung und Nekrose des darunter liegenden Gewebes 368 auf ein Minimum herabzusetzen.
Unter Bezugnahme auf 20 wird nun ein beispielhaftes elektrochirurgisches System 411 für die Behandlung von Gewebe in 'trockenen Feldern' detailliert beschrieben. Selbstverständlich kann das System 411 auch in einem 'nassen Feld' verwendet werden, d.h. die Zielstelle ist in elektrisch leitfähiges Fluid eingetaucht. Dieses System ist jedoch besonders in 'trockenen Feldern' brauchbar, wo das Fluid vorzugsweise der Zielstelle durch die elektrochirurgische Sonde zugeführt wird. Wie gezeigt, umfasst das elektrochirurgische System 411 im Allgemeinen ein elektrochirurgisches Handstück oder eine elektrochirurgische Sonde 410, die mit einer Energieversorgung 428 verbunden ist, um der Zielstelle Hochfrequenzspannung zuzuführen, und eine Fluidquelle 421, um der Sonde 410 elektrisch leitendes Fluid 450 zuzuführen. Des weiteren kann das elektrochirurgische System 411 ein Endoskop (nicht gezeigt) mit einer faseroptischen Stirnlampe zum Betrachten der Operationsstelle, insbesondere bei Nebenhöhlenverfahren oder Verfahren im Ohr oder der hinteren Seite des Munds, umfassen. Das Endoskop kann mit der Sonde 410 einstückig sein oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Das System 411 kann auch eine Vakuumquelle (nicht gezeigt) zum Koppeln an ein Sauglumen oder -rohr 460 (siehe 21) in der Sonde 410 zum Ansaugen der Zielstelle umfassen.
Wie gezeigt, umfasst die Sonde 410 im Allgemeinen einen proximalen Griff 419 und einen länglichen Schaft 418 mit einer Anordnung 412 von Elektrodenanschlüssen 458 am distalen Ende. Ein Verbindungskabel 434 weist einen Verbinder 426 zum elektrischen Koppeln der Elektrodenanschlüsse 458 an der Energieversorgung 428 auf. Die Elektrodenanschlüsse 458 sind voneinander elektrisch isoliert und jeder der Anschlüsse 458 ist mit einem aktiven oder passiven Steuernetzwerk innerhalb der Energieversorgung 428 mittels einer Vielzahl von einzeln isolierten Leitern (nicht gezeigt) verbunden. Ein Fluidzuführungsrohr 415 ist mit einem Fluidrohr 414 der Sonde 410 zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid 450 zu der Zielstelle verbunden.
21 und 22 zeigen ein Beispiel einer elektrochirurgischen Sonde 410 zur Verwendung bei dem System 411 von 20. Wie gezeigt, umfasst die Sonde 410 einen Schaft 100, einen proximalen Griff 404, ein distales Abstützelement 468 und eine Elektrodenanordnung, die eine Gegenelektrode 462 aufweist, die von einem Elektrodenanschluss bzw. mehreren Elektrodenanschlüssen 464 proximal beabstandet ist. Ähnlich wie bei vorhergehenden Ausführungsformen ist die Gegenelektrode 462 nicht direkt mit dem Elektrodenanschluss 464 verbunden. Um diese Strombahn zu vervollständigen, so dass die Elektrodenanschlüsse 464 elektrisch mit der Gegenelektrode 462 verbunden sind, wird elektrisch leitendes Fluid (z.B. isotonische Kochsalzlösung) veranlasst, dazwischen zu fließen. Bei dem Beispiel umfasst die Sonde 410 einen Fluidverbinder 435 zum Koppeln eines Fluidrohrs 433 an eine Quelle des elektrisch leitfähigen Fluids wie eine Pumpe oder eine durch Schwerkraft angetriebene Fluidquelle. Das elektrisch leitende Fluid wird wie vorstehend beschrieben durch das Fluidrohr 433 einer Öffnung 437 zugeführt. Das elektrisch leitende Fluid wird kontinuierlich erneut zugeführt, um die leitende Bahn zwischen der Gegenelektrode 462 und den Elektrodenanschlüssen 464 aufrechtzuerhalten.
Bei dem Beispiel umfasst das Fluidrohr 433 ein PEEK-Rohr oder einen ähnlichen Typ eines Rohrmaterial. Bei alternativen Ausführungsformen kann die Fluidbahn in der Sonde 410 durch beispielsweise ein inneres Lumen oder einen ringförmigen Spalt zwischen der Gegenelektrode 462 und einem rohrförmigen Abstützelements innerhalb des Schafts 100 (siehe 22) gebildet sein. Dieser ringförmige Spalt kann in der Nähe des Umfangs des Schafts 100 derart ausgebildet sein, dass das elektrisch leitende Fluid dazu neigt, radial nach innen in Richtung auf die Zielstelle zu strömen oder er kann in Richtung auf das Zentrum des Schafts ausgebildet sein, so dass das Fluid radial nach außen strömt. In diesen beiden Beispielen ist eine Fluidquelle (z.B. ein Beutel des Fluids, der oberhalb der Operationsstelle erhöht ist oder eine geeignete Pumpvorrichtung) mittels eines Fluidzuführungsrohrs (nicht gezeigt), das ein steuerbares Ventil aufweisen kann oder nicht, an die Sonde 410 gekoppelt.
Unter Bezugnahme auf 22 sind die elektrisch isolierten Elektrodenanschlüsse 464 über der Gewebebehandlungsfläche 470 des Elektrodenabstützelements 468 beabstandet. Die Gewebebehandlungsfläche und die einzelnen Elektrodenanschlüsse 464 haben üblicherweise Abmessungen innerhalb der vorstehend angegebenen Bereiche. Bei dem Beispiel besitzt die Gewebebehandlungsfläche 470 eine Gestalt mit einem kreisförmigen Querschnitt mit einem Durchmesser im Bereich von etwa 1 bis 20 mm. Die einzelnen Elektrodenanschlüsse 464 erstrecken sich vorzugsweise von der Gewebebehandlungsfläche 474 um einen Abstand von etwa 0,0 bis 4 nun, üblicherweise etwa 0,2 bis 2 mm, nach außen. Die Anmelderin hat gefunden, dass diese Konfiguration die hohen elektrischen Feldstärken und damit verbundenen Stromdichten um die Elektrodenanschlüsse 464 herum erhöht, um das Abtragen von Gewebe, wie vorstehend detailliert beschrieben, zu erleichtern. Selbstverständlich können bei anderen Beispielen die Elektrodenanschlüsse 464 mit der Gewebebehandlungsfläche 474 bündig sein, von der Gewebebehandlungsfläche 474 gemäß Ausführungsformen der Erfindung ausgespart sein oder sich weiter nach außen als 2 mm in Abhängigkeit von dem gewünschten Behandlungsergebnis erstrecken.
Bei dem Beispiel von 22 umfasst die Sonde eine einzige größere Öffnung 409 im Zentrum der Gewebebehandlungsfläche 470 und eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen (z.B. etwa 3 bis 15 Elektrodenanschlüsse) um den Umfang der Fläche 470 herum. Alternativ kann die Sonde einen einzigen, ringförmigen oder teilweise ringförmigen Elektrodenanschluss an dem Umfang der Gewebebehandlungsfläche aufweisen. Die zentrale Öffnung 409 ist mit einem Sauglumen 425 innerhalb des Schafts 100 und einem Saugrohr 461 (21) zum Ansaugen von Gewebe, Fluida und/oder Gasen von der Zielstelle gekoppelt. Bei diesem Beispiel strömt das elektrisch leitfähige Fluid im Allgemeinen radial nach innen an den Elektrodenanschlüssen 464 vorbei und dann zurück durch die Öffnung 209. Das An saugen des elektrisch leitfähigen Fluids während der Operation gestattet es dem Chirurgen, die Zielstelle zu sehen, und es verhindert das Führen von Gasen, Knochen, Gewebefragmenten und/oder kalzifizierten Ablagerungen in den Körper des Patienten.
Bei einigen Beispielen umfasst die Sonde 410 auch eine oder mehrere Ansaugelektrode(n) (nicht gezeigt), die mit dem Ansauglumen 425 gekoppelt ist bzw. sind, um das Verstopfen während des Ansaugens von Gewebefragmenten aus der Operationsstelle zu hemmen.
23 bis 25 zeigen andere Beispiele der Sonde 410, wobei jede eine oder mehrere Ansaugelektrode(n) enthält, die vor der Öffnung 409 des Ansauglumens 425 angeordnet ist bzw. sind. Wie in 23 gezeigt, umfassen zwei der Elektrodenanschlüsse 464 eine Schleifenelektrode 480, die kreuzförmig über der distalen Öffnung 409 angeordnet ist. Es liegt selbstverständlich auf der Hand, dass eine Vielzahl von unterschiedlichen Konfigurationen möglich ist, wie z.B. eine einzige Schleifenelektrode oder mehrere Schleifenelektroden mit anderen Konfigurationen als den gezeigten. Des weiteren können die Elektroden andere Formen als Schleifen besitzen wie die in 24 bis 25 gezeigten, gewickelten Konfigurationen.
Alternativ zeigt 26 eine Ausführungsform der Erfindung, bei der die Elektroden innerhalb des Sauglumens proximal der distalen Öffnung 409 gebildet sind. Die Hauptfunktion der Schleifenelektroden 480 ist es, Bereiche des Gewebes abzutragen, die in das Sauglumen gezogen werden, um ein Verstopfen des Lumens zu verhindern.
Die Schleifenelektroden 480 sind gegenüber den anderen Elektrodenanschlüssen 464 elektrisch isoliert, die nachstehend als Abtragungselektroden 464 bezeichnet werden können. Die Schleifenelektroden 480 können gegenseitig elektrisch isoliert sein oder nicht. Die Schleifenelektroden 480 erstrecken sich üblicherweise nur etwa 0,05 bis 4 mm, vorzugsweise etwa 0,1 bis 1 mm, von der Gewebebehandlungsfläche des Elektrodenabstützelements 464. Bei einem Beispiel sind die Schleifenelektroden 480 elektrisch gegenüber den anderen Elektrodenanschlüssen 464 isoliert, und sie müssen an der Energieversorgung 28 getrennt aktiviert werden. Bei anderen Beispielen werden die Schleifenelektroden 480 gleichzeitig zu dem Zeitpunkt aktiviert, zu dem die Elektrodenanschlüsse 464 aktiviert werden. Die Anmelderin hat in diesem Fall gefunden, dass sich die Plasmaschicht typischerweise bildet, wenn Gewebe benachbart den Schleifenelektroden 480 gesaugt wird.
Unter Bezugnahme auf 24 und 25 werden nun alternative Beispiele für Ansaugelektroden beschrieben. Wie in 24 gezeigt, können die Ansaugelektroden ein Paar von gewickelten Elektroden 482, die sich über die distale Öffnung 409 des Sauglumens erstre cken, umfassen. Der größere Oberflächenbereich der gewickelten Elektroden 482 erhöht üblicherweise die Wirksamkeit der Elektroden 482 auf Gewebefragmente, die sich durch die Öffnung 409 hindurch bewegen. In 25 umfasst die Ansaugelektrode eine einzige gewickelte Elektrode 484, die durch die distale Öffnung 409 des Sauglumens hindurchtritt. Diese einzige Elektrode 484 kann ausreichend sein, um das Verstopfen des Sauglumens zu hemmen. Alternativ können erfindungsgemäß die Ansaugelektroden innerhalb des Sauglumens proximal zu der distalen Öffnung 609 angeordnet sein. Vorzugsweise befinden sich diese Elektroden nahe der Öffnung 409, so dass das Gewebe die Öffnung 609 nicht verstopft, bevor es die Elektroden 484 erreicht. Bei dieser Ausführungsform kann eine separate Gegenelektrode (nicht gezeigt) innerhalb des Sauglumens vorgesehen werden, um die elektrischen Ströme darin zu begrenzen.
Unter Bezugnahme auf 26 enthält eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine Ansaugelektrode 490 innerhalb des Ansauglumens 492 der Sonde. Wie gezeigt, ist die Elektrode 490 genau proximal der distalen Öffnung 409 angeordnet, so dass die Gewebefragmente abgetragen werden, wenn sie in das Lumen 492 eintreten. Bei der repräsentativen Ausführungsform umfasst die Ansaugelektrode 490 eine Schleifenelektrode, die sich über das Ansauglumen 492 erstreckt. Jedoch ist ersichtlich, dass viele andere Konfigurationen möglich sind. Bei dieser Ausführungsform befindet sich die Gegenelektrode 494 außerhalb der Sonde wie bei den vorhergehenden Ausführungsformen. Alternativ kann bzw. können sich die Gegenelektrode(n) innerhalb des Ansauglumens 492 mit der Ansaugelektrode 490 befinden. Beispielsweise kann die innere isolierende Beschichtung 493 an Bereichen innerhalb des Lumens 492 freigelegt sein, um für eine leitfähige Bahn zwischen diesem freigelegten Bereich der Gegenelektrode 494 und der Ansaugelektrode 490 zu sorgen. Die letztere Ausführungsform hat den Vorteil, dass die elektrischen Ströme auf das Innere des Ansauglumens begrenzt werden. Des weiteren ist es üblicherweise in trockenen Feldern, bei denen das leitfähige Fluid der Zielstelle zugeführt wird, leichter, eine leitfähige Fluidbahn zwischen den aktiven und den Gegenelektroden bei der letzteren Ausführungsform aufrechtzuerhalten, da das leitfähige Fluid durch das Ansauglumen 492 zusammen mit den Gewebefragmenten angesaugt wird.
Bei der Benutzung werden Gase durch die Öffnung 409 und das Saugrohr 460 (21) zu einer Vakuumquelle angesaugt. Des weiteren werden überschüssiges, elektrisch leitfähiges Fluid und andere Fluida (z.B. Blut) von der Zielstelle angesaugt, um die Sicht des Chirurgen zu erleichtern. Die Anmelderin hat auch festgestellt, dass während des Verfahrens Gewebefragmente auch durch die Öffnung 409 in das Sauglumen und -rohr 460 angesaugt werden. Diese Gewebefragmente werden mit Schleifenelektroden 480 (23) mit dem gleichen vorstehend beschriebenen Mechanismus abgetragen oder dissoziiert. Wenn elekt risch leitfähiges Fluid und Gewebefragmente in die Schleifenelektroden 480 angesaugt werden, werden diese Elektroden nämlich derart aktiviert, dass eine Hochfrequenzspannung an den Schleifenelektroden 480 und der Gegenelektrode 462 angelegt wird (die Sonde kann selbstverständlich eine unterschiedliche, separate Gegenelektrode für diesen Zweck umfassen). Die Spannung reicht aus, um das Fluid zu verdampfen und eine Plasmaschicht zwischen den Schleifenelektroden 480 und den Gewebefragmenten derart zu erzeugen, dass Bereiche der Gewebefragmente abgetragen oder entfernt werden. Dies verringert das Volumen der Gewebefragmente, wenn sie durch das Sauglumen hindurchtreten, um das Verstopfen des Lumens auf ein Minimum herabzusetzen.
Des weiteren ist die vorliegende Erfindung besonders brauchbar zum Entfernen von elastischem Gewebe wie dem in Gelenken vorhandenen Synovialgewebe. Bei arthroskopischen Verfahren neigt dieses elastische Synovialgewebe dazu, sich innerhalb des leitfähigen Fluids von den Instrumenten wegzubewegen, was es schwierig macht, dieses Gewebe mit herkömmlichen Instrumenten zu entfernen. Bei der vorliegenden Erfindung wird die Sonde benachbart dem Zielsynovialgewebe bewegt, und die Vakuumquelle wird aktiviert, um das Synovialgewebe in Richtung auf das distale Ende der Sonde zu ziehen. Die Ansaugung und/oder die aktiven Elektrodenanschlüsse werden dann erregt, um dieses Gewebe abzutragen. Dies gestattet es dem Chirurgen, elastisches Gewebe mit einer minimalen Wärmeschädigung der Behandlungsstelle schnell und genau abzutragen.
27A bis 27C zeigen schematisch den distalen Bereich von drei unterschiedlichen Ausführungsformen der Sonde 490 gemäß der vorliegenden Erfindung. Wie in 27A gezeigt, sind die Elektrodenanschlüsse 504 in einer Abstützmatrix 502 aus einem geeigneten isolierenden Material (z.B. Keramik- oder Glasmaterial wie Aluminiumoxid, Siliciumnitrid, Zirconiumoxid und dergleichen) verankert, das zum Zeitpunkt der Herstellung zu einer flachen, halbkugelförmigen oder anderen Gestalt gemäß den Erfordernissen eines bestimmten Verfahrens geformt werden könnte. Das bevorzugte Abstützmatrixmaterial ist Aluminiumoxid, erhältlich von der Kyocera Industrial Ceramics Corporation, Elkgrove, Illinois, wegen seiner hohen Wärmeleitfähigkeit, seiner guten Thermoschockbeständigkeit, guten elektrischen Isolierungseigenschaften, seinem hohen Biegemodul, seiner Beständigkeit gegenüber Kohlenstoffkriechwegbildung, seiner Biokompatibilität und seines hohen Schmelzpunkts. Die Abstützmatrix 502 ist haftend mit einem rohrförmigen Abstützelement 578 verbunden, das sich über den größten Teil des oder den gesamten Abstand(s) zwischen der Matrix 502 und dem proximalen Ende der Sonde 490 erstreckt. Das rohrförmige Element 578 umfasst vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Material wie ein Material auf der Basis von Epoxy oder Silicon.
Bei einer bevorzugten Konstruktionstechnik erstrecken sich die Elektrodenanschlüsse 504 durch vorgeformte Öffnungen in der Abstützmatrix 502, so dass sie oberhalb der Gewebebehandlungsfläche 512 um den gewünschten Abstand vorstehen. Die Elektroden werden dann mit der Gewebebehandlungsfläche 512 der Abstützmatrix 502 typischerweise mittels eines anorganischen Dichtungsmaterials 580 verbunden. Das Dichtungsmaterial 580 ist so gewählt, das es für eine wirksame elektrische Isolierung und eine gute Haftung sowohl an der Aluminiumoxidmatrix 502 als auch den Elektrodenanschlüssen (z.B. Titan, Wolfram, Molybdän, Platin usw.) sorgt. Das Dichtungsmaterial 580 sollte zusätzlich einen kompatiblen Wärmeausdehnungskoeffizienten und einen Schmelzpunkt weit unterhalb desjenigen der Metallelektrodenanschlüsse und der Keramikabstützmatrix haben, wobei es typischerweise Glas oder Glaskeramik ist.
Bei der in 27A gezeigten Ausführungsform umfasst die Gegenelektrode 512 ein ringförmiges Element, das um das Äußere des Schafts 100 der Sonde 490 herum angeordnet ist. Die Gegenelektrode 512 kann das rohrförmige Abstützelement 578 vollständig oder teilweise umgeben, um einen ringförmigen Spalt 554 dazwischen zum Strömen des elektrisch leitenden Fluids 550 dort hindurch auszubilden, wie nachstehend erörtert. Der Spalt 554 weist vorzugsweise eine Breite im Bereich von 0,1 mm bis 4 mm auf. Alternativ kann die Sonde eine Vielzahl von länglichen Rippen zwischen dem Abstützelement 578 und der Gegenelektrode 512 zur Bildung einer Vielzahl von Fluidlumina aufweisen, die sich entlang des Umfangs des Schafts 100 erstrecken. Bei dieser Ausführungsform erstreckt sich die Vielzahl von Lumina zu einer Vielzahl von Öffnungen hin.
Die Gegenelektrode 512 ist innerhalb eines elektrisch isolierenden Mantels 518 angeordnet, der typischerweise als eine oder mehrere elektrisch isolierende Hülle(n) oder Beschichtung(en) gebildet ist, wie Polytetrafluorethylen, Polyamid und dergleichen. Das Vorsehen eines elektrisch leitfähigen Mantels 518 über der Gegenelektrode 512 verhindert den direkten elektrischen Kontakt zwischen der Gegenelektrode 512 und jeder benachbarten Körperstruktur. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (z.B. Sehne) und einem freigelegten Elektrodenelement 512 könnte zu einem unerwünschten Erwärmen und einer Nekrose der Struktur an dem Kontaktpunkt führen, was eine Nekrose verursacht.
Wie in 27A gezeigt, ist die Gegenelektrode 512 nicht direkt mit den Elektrodenanschlüssen 504 verbunden. Um diese Strombahn zu vervollständigen, so dass die Anschlüsse 504 mit der Gegenelektrode 512 elektrisch verbunden sind, wird elektrisch leitendes Fluid 550 (z.B. isotonische Kochsalzlösung) dazu veranlasst, entlang der Fluidbahn(en) 583 zu strömen. Die Fluidbahn 583 ist durch den ringförmigen Spalt 554 zwischen der äußeren Gegenelektrode 512 und dem rohrförmigen Abstützelement 578 gebildet. Das elektrisch leitenden Fluid 550, das durch die Fluidbahn 583 strömt, stellt eine Bahn für den elektrischen Stromfluss zwischen Elektrodenanschlüssen 504 und der Gegenelektrode 512 zur Verfügung, wie durch die Stromflusslinien 560 in 6A gezeigt. Wenn eine Spannungsdifferenz zwischen den Elektrodenanschlüssen 504 und der Gegenelektrode 512 angelegt wird, werden hohe elektrische Feldstärken an den distalen Spitzen der Anschlüsse 504 mit einem Stromfluss von den Anschlüssen 504 durch das Zielgewebe hindurch zur Gegenelektrode erzeugt, wobei die hohen elektrischen Feldstärken das Abtragen von Gewebe 52 in der Zone 588 bewirken.
27B zeigt eine weitere alternative Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde 490, bei der eine Gegenelektrode 512 innerhalb des rohrförmigen Elements 578 angeordnet ist. Die Gegenelektrode 512 ist vorzugsweise ein rohrförmiges Element, das ein Innenlumen 557 begrenzt, damit elektrisch leitendes Fluid 550 (z.B. eine isotonische Kochsalzlösung) dort hindurch in elektrischem Kontakt mit der Gegenelektrode 512 strömen kann. Bei dieser Ausführungsform wird eine Spannungsdifferenz zwischen Elektrodenanschlüssen 504 und der Gegenelektrode 512 angelegt, was dazu führt, dass elektrischer Strom durch das elektrisch leitende Fluid 550 strömt, wie durch die Stromflusslinien 560 gezeigt ist. Als Folge der angelegten Spannungsdifferenz und der gleichzeitigen hohen elektrischen Feldintensitäten an den Spitzen der Elektrodenanschlüsse 504 wird das Gewebe 552 in der Zone 588 abgetragen oder quer durchgeschnitten.
27C zeigt eine weitere Ausführungsform der Sonde 490, die eine Kombination der Ausführungsformen in 27A und 27B ist. Wie gezeigt, umfasst diese Sonde sowohl ein Innenlumen 557 als auch einen äußeren Spalt oder eine Vielzahl von Außenlumina 554 für den Strom des elektrisch leitfähigen Fluids. Bei dieser Ausführungsform kann die Gegenelektrode 512 innerhalb des rohrförmigen Elements 578, wie in 27B, außerhalb des rohrförmigen Elements 578, wie in 27A, oder an beiden Stellen angeordnet sein.
28 zeigt die Stromflusslinien, die einem elektrischen Feld 520 zugeordnet sind, das zwischen den aktiven und den Gegenelektroden 504, 512 angelegt wird, wenn eine Spannung dazwischen angelegt wird. Wie gezeigt, ist die elektrische Feldstärke wesentlich höher als in dem Bereich 588 an der Spitze der Elektrode 504, da sich die Stromflusslinien auf diese Bereiche konzentrieren. Diese hohe elektrische Feldstärke führt zu dem induzierten molekularen Zerfall des Zielgewebes durch eine molekulare Dissoziation. Als Ergebnis der angelegten Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 504 und dem Zielgewebe 552 (d.h. des Spannungsgradienten über der Plasmaschicht 524), werden geladene Teilchen (nicht gezeigt) in dem Plasma (nämlich Elektronen) in Richtung auf das Gewebe beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen erwerben diese geladenen Teilchen ausreichend Energie, um die Dissoziation der molekularen Bindungen innerhalb der Gewebestrukturen zu verursachen. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen (d.h. abtragende Sublimation) von Gewebe und der Erzeugung von Gasen 526 mit niedrigem Molekulargewicht wie Sauerstoff Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan, begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb des Gewebe begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um die Beschädigung und Nekrose des darunter liegenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen.
Unter Bezugnahme auf 29 kann die elektrochirurgische Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung auch als längliches Kathetersystem 600 gestaltet sein, das Bereiche mit ausreichender Flexibilität umfasst, um die Einführung in den Körper und zur Zielstelle durch ein Gefäßlumen oder mehrere Gefäßlumina hindurch zu gestatten. Wie gezeigt, umfasst das Kathetersystem 600 im Allgemeinen einen elektrochirurgischen Katheter 660, der mit einer Energieversorgung 628 durch ein Verbindungskabel 686 verbunden ist, um eine Hochfrequenzspannung zum Zielgewebe zu liefern, und einen Spülmittelspeicher oder eine Spülmittelquelle 600 zum Liefern von elektrisch leitendem Fluid zur Zielstelle. Der Katheter 660 umfasst im Allgemeinen einen länglichen, flexiblen Schaftkörper 662, der einen Gewebeentfernungs- oder -abtragungsbereich 664 am distalen Ende des Körpers 662 aufweist. Der proximale Bereich des Katheters 660 umfasst einen Mehrlumenanschluss 614, der für Verbindungen zwischen Lumina und elektrischen Leitungen innerhalb des Katheters 660 und Leitungen und Kabeln proximal des Anschlusses 614 sorgt. Als Beispiel ist ein elektrischer Katheterverbinder 696 mit einem distalen Kabelverbinder 694 entfernbar verbunden, der wiederum entfernbar mit einem Generator 628 durch den Verbinder 692 verbindbar ist. Eine oder mehrere elektrisch leitende Leitungsdrähte (nicht gezeigt) innerhalb des Katheters 660 erstrecken sich zwischen einer oder mehreren aktiven Elektroden 663 an dem Gewebeabtragungsbereich 664 und einem entsprechenden elektrischen Anschluss oder mehreren entsprechenden elektrischen Anschlüssen (auch nicht gezeigt) in dem Katheterverbinder 696 über einen Kabelzweig 687 der aktiven Elektrode. In ähnlicher Weise ist bzw. sind eine oder mehrere Gegenelektrode(n) 666 am Gewebeabtragungsbereich 664 mit einem Kabelzweig 689 der Gegenelektrode des Katheterverbinders 696 mittels Leitungsdrähten (nicht gezeigt) gekoppelt. Selbstverständlich kann ein einziger Kabelzweig (nicht gezeigt) für sowohl die aktiven als auch die Gegenelektroden verwendet werden.
Der Katheterkörper 662 kann Verstärkungsfasern oder -litzen (nicht gezeigt) in den Wänden von mindestens dem distalen Abtragungsbereich 664 des Körpers 662 umfassen, um für eine ansprechende Momentensteuerung für die Drehung der Elektrodenanschlüsse während des Ergreifens des Gewebes zu sorgen. Dieser starre Bereich des Katheterkörpers 662 erstreckt sich vorzugsweise nur etwa 7 bis 10 mm, während der restliche Teil des Katheterkörpers 662 flexibel ist, um für eine gute Verfolgbarkeit während des Vorschiebens und Positionierens der Elektroden benachbart des Zielgewebes zu sorgen.
Das leitfähige Fluid 630 wird dem Gewebeabtragungsbereich 664 des Katheters 660 über ein Lumen (in 29 nicht gezeigt) innerhalb des Katheters 660 zur Verfügung gestellt. Das Fluid wird dem Lumen von der Quelle entlang einer Zuführungsleitung 602 für leitfähiges Fluid und eine Leitung 603 zugeführt, die mit dem inneren Katheterlumen an dem Mehrlumenanschluss 614 gekoppelt ist. Die Quelle des leitfähigen Fluids (z.B. isotonische Kochsalzlösung) kann ein Spülmittelpumpensystem (nicht gezeigt) oder eine mit Schwerkraft angetriebene Versorgung, wie ein Spülmittelspeicher 600 sein, der mehrere Fuß oberhalb des Niveaus des Patienten angeordnet ist. Ein Steuerventil 604 kann an der Schnittstelle der Fluidzuführungsleitung 602 und der Leitung 603 angeordnet sein, um die manuelle Steuerung der Strömungsrate des elektrisch leitfähigen Fluids 630 zu gestatten. Alternativ kann eine Dosierpumpe oder ein Strömungsregler verwendet werden, um die Strömungsrate des leitfähigen Fluids genau zu steuern.
Das System 600 kann des weiteren ein Ansaug- oder Vakuumsystem (nicht gezeigt) umfassen, um Flüssigkeiten und Gase von der Zielstelle anzusaugen. Das Ansaugsystem umfasst üblicherweise eine Vakuumquelle, die mit einem Anschluss 614 über einen Ansaugverbinder 605 verbunden ist.
Für besondere Anwendungen wie für die kosmetische Chirurgie an der Haut des Patienten kann es erwünscht sein, ein volumetrisches Gewebeentfernen zu erzielen, während relativ niedrige Plasmatemperaturen, z.B. unter 100°C, unter 80°C oder sogar unter 50°C, aufrechterhalten werden. Dieses Gewebeentfernen bei einer niedrigen Temperatur verringert die Wahrscheinlichkeit einer gleichzeitig auftretenden Wärmeschädigung derjenigen Zellen oder desjenigen Gewebes, die bzw. das das Zielgewebe umgeben bzw. umgibt.
Bei einer abgesenkten Verdampfungstemperatur kann das Energieniveau erzielt werden, während die auf das Gewebe gerichtete Wärmeenergie verringert wird. Eine Technik zum Erzielen der gewünschten Verringerung der Temperatur des volumetrischen Gewebeentfernens ist die Verwendung einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit mit einer Verdamp fungstemperatur von weniger als 100°C oder weniger als 80°C. Die Anmelderin nimmt an, dass die Temperatur der Verdampfung zu einem ionisierten Plasma gemäß den erfindungsgemäßen Verfahren mit der Siedetemperatur der Flüssigkeit zusammenhängt. Die Siedetemperatur einer Flüssigkeit ist als die Temperatur einer Flüssigkeit definiert, bei der ihr Dampfdruck gleich oder geringfügig höher als der Atmosphären- oder äußere Druck der Umgebung ist. Wie bekannt ist, beträgt die Siedetemperatur von Wasser bei Meereshöhe (1 atm.) 100°C.
Eine Vielzahl von Fluida und/oder Lösungen haben Siedetemperaturen von weniger als 100°C. Methanol hat beispielsweise eine Siedetemperatur von 64,7°C. Vorzugsweise umfasst das Fluid oder die Lösung ein elektrisch leitfähiges, biokompatibles Material, das für den Patienten nicht giftig oder schädlich ist. Des weiteren ist es bei einigen Anwendungen wie der Arthroskopie wünschenswert, die Absorption der leitfähigen Lösung in die umgebenden Gewebezellen auf ein Minimum herabzusetzen. Es kann des weiteren wünschenswert sein, dass die flüssige Lösung ein Azeotrop ist. Azeotrope Mischungen von zwei oder mehr Substanzen verhalten sich wie eine einzige Substanz, da der durch die teilweise Verdampfung der Flüssigkeit erzeugte Dampf die gleiche Zusammensetzung wie die Flüssigkeit hat. Dies sollte eine ungleichmäßige Erschöpfung einer Lösungskomponente, die schneller als diejenige der anderen ist, verhindern, die im Verlauf der Behandlung auftreten kann und die Siedetemperatur unerwünscht ändern kann.
Eine weitere Technik zum Absenken der Verdampfungstemperatur des elektrisch leitfähiges Fluids umfasst das Verringern des äußeren Dampfdrucks der Luft oder des Gases nahe der Zielstelle. Wie in dem Diagramm von 30 zu sehen, nimmt die Siedetemperatur von Wasser mit abnehmenden Druck ab. Daher nimmt durch die Schaffung einer Atmosphärenunterdruckumgebung in dem elektrisch leitfähigen Fluid nahe dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen die für die Verdampfung des Fluids erforderliche Temperatur ab. Bei einer in 31 gezeigten Ausführungsform kann eine kleinere, nachgiebige Kammer oder ein Ballon 720 an dem zu behandelnden Bereich des Patienten befestigt werden. Die nachgiebige Kammer 720 besitzt eine ausreichende Schlaffheit, dass sich die elektrochirurgische Sonde 710 frei um den abgedeckten Bereich bewegen kann. Ein Klebemittel 722 oder andere Befestigungseinrichtungen können zum Befestigen der Kammer 720 an dem Patienten oder der Sonde verwendet werden. Die Kammer kann ein Material wie Glas oder ein transparentes Polymer umfassen, das eine klare Sicht auf das Arbeitsende der Sonde 710 gestattet. Alternativ kann die Kammer 720 einen klaren, gehärteten Bereich 724 umfassen, der auch dazu dient, die Schlaffheit in der Kammer 720 entfernt von dem Arbeitsende der Sonde 710 aufrechtzuerhalten. Der gehärtete Bereich 724 kann eine Vielzahl von Formen, wie gewölbt, zylindrisch, kreisförmig und dergleichen annehmen.
Wenn der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse in einer Kochsalzlösung gemäß der vorliegenden Erfindung aktiviert wird bzw. werden, fluoreszieren die Ionen in dem Plasma typischerweise mit einer gelborangen Farbe. Es wird angenommen, dass sich die Farbe aus der Erregung der Ionenteilchen ergibt, wenn sie in Richtung auf das Zielgewebe beschleunigt werden. Die Farbe der Fluoreszenz hängt mindestens teilweise von dem in der Lösung enthaltenen Ionenmaterial ab. Bei einigen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung wird bevorzugt, dass die Fluoreszenzfarbe eine blaue, grüne, purpurne oder andere Farbe umfasst, die im Allgemeinen nicht mit herkömmlicher elektrochirurgischer Bogenbildung oder anderen thermischen Prozessen verbunden ist. Es kann des weiteren erwünscht sein, die Farbe von Exzimerlaserlicht zu simulieren, damit der Patient und Benutzer wissen, dass das Verfahren Kaltabtragungsmechanismen umfasst. Entsprechend können diejenigen Verbindungen mit Kalium, Kupfer und Barium ausgewählt werden. Die Anmelderin hat insbesondere festgestellt, dass Lösungen von Kaliumchlorid (im Bereich von etwa 0,5 bis 5 %) für eine purpurblaue Farbe sorgen, die kühler zu sein scheint, als die orangegelbe Farbe von Kochsalzlösung, die oft mit einer herkömmlichen elektrochirurgischen Bogenbildung verbunden wird.
Vorzugsweise besitzt das verwendete Material ionisierende Qualitäten ähnlich denjenigen des bei Kochsalzlösungen verwendeten Natriumchlorids. Die Konzentration dieser Materialien wird in Abhängigkeit von der Festigkeit des gewünschten, volumetrisch zu entfernenden Gewebes variiert. Des weiteren ergibt die spektrophotometrische Analyse des unter Verwendung einer Kochsalzlösungsumkehr erzeugten Plasmas eine breite Spitze nahe 308 nm (der gleichen Wellenlänge wie derjenigen des XeCI-Excimerlasers) und eine noch höhere Spitzenintensität bei 588 nm (was zu der gelb/orangen Farbe des Kochsalzlösungsplasmas führt). Bei dem ordnungsgemäßen Auswählen der Metallsalze des Ionenmaterials kann ein größerer Teil der Wellenlänge nahe der 308 Randwellenlänge des Exzimerlasers konzentriert werden.
Die Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau in dem ionisierten Plasma führen kann. Dies gestattet seinerseits, dass das ionisierte Plasma stärkere molekulare Bindungen brechen kann als diejenigen, die in Knochen- und kalzifierten Fragmenten vorhanden sind. Da das elektrisch leitfähige Fluid zwischen der Zielstelle und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, kann die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen das Ziel beschleunigt werden, auch die Entfernungsrate bestimmen. Des weiteren kann die Leitfähigkeit des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben, das am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische Kochsalzlösung mit einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde verwendet. Durch Erhöhen der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 %, und vorzugsweise zwischen etwa 3 % und 20 %, sorgt die erhöhte Konzentration für verbesserte Gewebeabtragungsraten. Dieses Konzept des Verwendens einer hypertonischen Kochsalzlösung mit verbesserter Leitfähigkeit und einer erhöhten Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei Knochenentfernungsprozessen oder bei anderen Verfahren, die ein aggressives volumetrisches Entfernen erfordern.
Die Anmelderin hat auch gefunden, dass die Plasmaschicht typischerweise ein höheres Spannungsniveau zum Initiieren eines Plasmas erfordert, als dasjenige zur Aufrechterhaltung des Plasmas nach seiner Initiierung. Des weiteren wurde gefunden, dass einige leitfähige Lösungen die Initirung der Plasmaschicht eher erleichtern als das Energieniveau des Plasmas, wie vorstehend erörtert. Beispielsweise wurde gefunden, dass Kochsalzlösungen mit Konzentrationen von weniger als der isotonischen Kochsalzlösung (d.h. weniger als 0,9 % Natriumchlorid) die Initiierung der Plasmaschicht erleichtern. Dies kann bei Anwendungen brauchbar sein, bei denen die Initiierung der Plasmaschicht schwieriger ist, wie Anwendungen, bei denen ein Saugdruck nahe des Elektrodenanschlusses bzw. der Elektrodenanschlüsse zur Einwirkung gebracht wird.
Bei einer weiteren Ausführungsform sind die aktiven Elektroden von dem Gewebe um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um den Kontakt zwischen dem Gewebe und der Dampfschicht, die um die aktiven Elektroden herum gebildet wird, auf ein Minimum herabzusetzen oder zu vermeiden. Bei diesen Ausführungsformen wird der Kontakt zwischen den erwärmten Elektronen in der Dampfschicht und dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt, wenn sich diese Elektronen von der Dampfschicht zurück durch das leitfähige Fluid zu der Gegenelektrode bewegen. Die Ionen innerhalb des Plasmas besitzen jedoch unter bestimmten Umständen wie höheren Spannungsniveaus eine ausreichende Energie, um sich über die Dampfschicht zu dem Gewebe zu beschleunigen. So werden die Gewebebindungen wie bei vorstehenden Ausführungsformen dissoziiert oder gebrochen, während der Elektronenstrom und somit die thermische Energie in Kontakt mit dem Gewebe auf ein Minimum herabgesetzt werden.
27 zeigt das Arbeitsende der elektrochirurgischen Sonde 900, die eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen 958 besitzt, die gegenüber einer distalen Oberfläche 960 eines isolierenden Abstützelements 948 ausgespart sind, um den Kontakt zwischen den Elektroden anschlüssen 958 und dem Gewebe 902 zu verhindern. Vorzugsweise sind die Elektrodenanschlüsse 958 um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um einen direkten Kontakt zwischen der Dampfschicht 904, die um die Anschlüsse 958 herum gebildet ist, und dem Gewebe 902 zu verhindern, während gestattet wird, dass Ionen 906 von der Dampfschicht 904 das Gewebe 902 für den vorstehend beschriebenen Abtragungsprozess zu erreichen. Der Abstand variiert mit der angelegten Spannung, den Elektrodenkonfigurationen, der Ionenkonzentration des leitfähigen Fluids und anderen Faktoren. Bei der repräsentativen Ausführungsform sind die Elektrodenanschlüsse 958 um einen Abstand von etwa 1,0 mm bis 5,0 mm, vorzugsweise etwa 2,0 mm, von der distalen Fläche 960 beabstandet, und die angelegte Spannung beträgt etwa 200 bis 300 Volt rms oder etwa 400 bis 600 Volt Spitze-Spitze (mit einer Rechteckwellenform). Bei dieser Ausführungsform ist das leitfähige Fluid isotonische Kochsalzlösung, die eine Natriumchloridkonzentration von etwa 0,9 % aufweist. Die Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Konzentration des Natriumchlorids oder das Erhöhen der Spannung, die zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Gegenelektrode angelegt wird, die Verwendung eines höheren Spannungsniveaus gestattet. Die Anmelderin hat des weiteren gefunden, dass ein höheres Spannungsniveau und ein stärker konzentriertes Ionenfluid die Konzentration und das Energieniveau der Ionen innerhalb des Plasmas erhöht. Durch Vergrößern des Abstands zwischen den Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe kann eine höhere Rate der Abtragung ohne Erhöhen (und in einigen Fällen mit dem tatsächlichen Absenken) der Temperatur an dem Gewebeniveau erzielt werden.
Wie in 27 gezeigt, umfasst das Abstützelement 948 eine ringförmige Verlängerung 964, die sich distal von den Elektrodenanschlüssen 958 und dem Innenbereich 912 des Abstützelements 948 erstreckt. Die ringförmige Verlängerung 964 umfasst vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Material wie eine Keramik- oder Glaszusammensetzung und kann ein transparentes Material umfassen, was es dem Arzt gestattet, die dort gebildete Plasmakammer 910 zu betrachten. Bei der repräsentativen Ausführungsform erstrecken sich die Elektrodenanschlüsse 958 distal von dem Innenbereich 912 des Abstützelements 948. Bei dieser Konfiguration werden die Stromdichten nahe der Ränder der Elektrodenanschlüsse 948 erhöht, um die Stärke des Plasmas 904 und die Abtragungsrate zu erhöhen, während ein Raum zwischen den Elektrodenanschlüssen 948 und der distalen Fläche 960 der ringförmigen Verlängerung 964 aufrechterhalten wird. Bei dieser Ausführungsform ist eine Gegenelektrode 920 proximal zu den Elektrodenanschlüssen 958 und außerhalb der Plasmakammer 910 angeordnet. Jedoch kann die Gegenelektrode 920 auch innerhalb der Plasmakammer 910 angeordnet werden, falls es gewünscht ist, den elektrischen Strom auf die Plasmakammer 910 zu begrenzen. Bei dieser letzteren Konfiguration sind die Gegen- und die aktiven Elektroden geeignet gestaltet und beabstandet, um ein Stromkurzschließen dazwischen zu vermeiden.
Bei der repräsentativen Ausführungsformen wird die Sonde 400 in einem nassen Feld oder einem, das bereits in das leitfähige Fluid eingetaucht ist, verwendet. Es ist jedoch offensichtlich, dass diese Ausführungsform auch in einem trockenen Feld verwendet werden kann, indem das leitfähige Fluid der Zielstelle, z.B. über ein Fluidlumen oder -rohr innerhalb der Sonde zugeführt wird. Vorzugsweise weist bzw. weisen das bzw. die Fluidrohr(e) eine bzw. distale Öffnung(en) innerhalb der Plasmakammer 910 auf, um die kontinuierliche erneute Zuführung von leitfähigem Fluid um die Elektrodenanschlüsse 958 herum sogar dann zu gestatten, wenn der Chirurg die Sonde gegen das Gewebe drückt, was eine gleichzeitig auftretende Schädigung des Gewebes verringert. Bei einer anderen Ausführungsform (nicht gezeigt) umfasst die Sonde ein Ansauglumen (nicht gezeigt) mit einer distalen Öffnung zu der Plasmakammer 910, so dass überschüssiges Fluid innerhalb des Hohlraums sofort durch das Lumen angesaugt wird. Diese Konfiguration zusammen mit einer Gegenelektrode, die innerhalb der Plasmakammer 910 angeordnet ist, gestattet es dem Arzt, einen geschlossenen Fluid- und elektrischen Kreislauf zu schaffen, der einen Austritt von Fluid oder Strom außerhalb der Plasmakammer 910 auf ein Minimum herabsetzt.
Bei einer weiteren Ausführungsform verschließt ein Schirm, der aus einem geeigneten Material hergestellt ist, das den Hindurchtritt von Dampf oder von der Plasmaschicht gestattet, während er im Wesentlichen den Durchtritt von Fluid verhindert, wie ein synthetisches Materialgitter, die distale Öffnung der Plasmakammer, was die Menge an Fluid, die aus der Kammer austritt, auf ein Minimum herabsetzt, ohne das Plasmafeld beträchtlich einzuschränken.
28 und 29 zeigen ein Verfahren zum Entfernen von Knochengewebe aus einem Kniegelenk, um einen Anbringungspunkt für einen Nahtanker festzulegen. Wie es bei Knieverletzungen üblich ist, wird ein Band L, wie das Schienbeinseitenband oder das vordere Kreuzband aufgrund des hohen Drucks oder der Scherbeanspruchung, die während sportlicher oder anderer physischer Tätigkeiten auftreten, zerrissen. Die Wiederherstellung dieser Bänder und anderer Verbindungen im Knie können die Befestigung von weichem Gewebe an Knochenmaterial erfordern. Eine Vielzahl von Einrichtungen wie Klammern, Schrauben und andere Verankerungseinrichtungen sind für eine solche Befestigung verfügbar. Die Verwendung dieser Verankerungseinrichtungen erfordert typischerweise das Ausbilden der Anbringungsstelle S an dem Knochen. Obgleich die vorliegende Erfindung insbe sondere bei arthroskopischen Knieoperationen verwendet wird, ist ersichtlich, dass die vorliegende Technik auf Knochen und Gelenke in allen Teilen des Körpers anwendbar ist.
Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung (28) umfasst das Verfahren das Hindurchbewegen einer elektrochirurgischen Sonde 700 durch eine Kanüle 702 zu einem Zielbereich für die Befestigung von Knochen und weichem Gewebe. Wenn der Chirurg den Punkt erreicht hat, dass er eine Abringungsstelle S vorbereitet, werden die Elektrodenanschlüsse 522 und die Gegenelektrode 520 in das elektrisch leitfähige Fluid eingetaucht. Bei typischen Verfahren wurde isotonische Kochsalzlösung bereits in das Gelenk geflutet, um das Visualisieren zu verbessern und das Gelenk zu dehnen. Das Fluid kann jedoch auch durch die Sonde bei einem "trockenen" Verfahren zugeführt werden. Die Energieversorgung 28 (1) wird dann aktiviert und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen den Elektrodenanschlüssen 522 und der Gegenelektrode 520 angelegt wird. Das elektrisch leitfähige Fluid sorgt für die Leitungsbahn (siehe Stromflusslinien) zwischen den Elektrodenanschlüssen 522 und der Gegenelektrode 520.
Wie vorstehend erörtert, reicht die Hochfrequenzspannung aus, um das elektrisch leitfähige Fluid (nicht gezeigt) zwischen dem Knochen der Anbringungsstelle S und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 708 in eine ionisierte Dampfschicht oder ein ionisiertes Plasma (nicht gezeigt) umzuwandeln. Als Folge der angelegten Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen 708 und dem Knochenmaterial (d.h. des Spannungsgradienten über der Plasmaschicht) werden geladene Teilchen in dem Plasma (nämlich Elektronen) in Richtung auf den Verschluss beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsdifferenzen gewinnen diese geladenen Teilchen eine ausreichende Energie, um eine Dissoziation der molekularen Bindungen innerhalb von Gewebestrukturen zu bewirken. Diese molekulare Dissoziation wird von dem volumetrischen Entfernen (d.h. der abtragenden Sublimation) von Gewebe und der Erzeugung von Gasen mit niedrigem Molekulargewicht, wie Sauerstoff, Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan, begleitet. Die kurze Reichweite der beschleunigten, geladenen Teilchen innerhalb des Gewebes begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um die Schädigung und Nekrose des umgebenden Gewebes auf ein Minimum herabzusetzen. Während des Prozesses können die Gase durch das Saugrohr 709 angesaugt werden. Des weiteren können überschüssiges, elektrisch leitfähiges Fluid und andere Fluida (z.B. Blut) von der Zielstelle angesaugt werden, um die Sicht des Chirurgen zu erleichtern.
Vorzugsweise beträgt der Durchmesser des Lochs oder der Anbringungsstelle für die Nahtverankerung etwa 2,2 bis 3,7 mm bis zu einer Tiefe bis etwa 1 cm bis 2 cm. Unter Bezugnahme auf 28 wird dann eine Verankerungsvorrichtung 712 innerhalb des geschaffenen Lochs angeordnet, um es zu gestatten, dass die Naht befestigt wird. Das Loch ist wahrscheinlich zylindrisch mit einem abgeschrägten oberen Rand, um die Ränder des Lochs zu glätten und die Nahtabschürfung zu verringern. Selbstverständlich kann das Loch oder die Anbringungsstelle S eine Vielzahl von Formen und Größen aufweisen wie denjenigen, die ausreichen, um die selbstbohrenden und Titanschneidschrauben und ähnliche Einrichtungen mit einem Durchmesser von 4,5 mm aufzunehmen.
Durch die vorliegende Erfindung abgetragenes Knochenmaterial wird typischerweise in seine Bestandteilselemente verdampft. Da der Knochen durch molekulare Dissoziation entfernt wird, lässt das Erzeugen eines Lochs oder eines anderen Schnitts keine großen Knochenfragmente oder beträchtliche Trümmer zurück, die Komplikationen bei dem chirurgischen Verfahren verursachen können. Ein Saugrohr oder andere Evakuierungsvorrichtungen können gleichzeitig mit der elektrochirurgischen Sonde verwendet werden, um Materialien von der Zielstelle zu entfernen.
Unter Bezugnahme auf 30 bis 33 weisen die distalen Enden der elektrochirurgischen Sonde 700 vorzugsweise Elektroden auf, die sich zu dem Umfang der Kanüle 702 und dem isolierenden Abstandshalter 714 oder etwas über diesen hinaus erstrecken. Die Schaffung von Löchern auf eine gewünschte Tiefe in einem haben Material wie Knochen erfordert typischerweise einen Spielraum zwischen der Sonde und den Seitenwänden des Lochs, um einen "Schultereffekt" zu vermeiden, der die Tiefe des erzeugten Lochs begrenzen kann. 30 zeigt eine distale Spitze 720 mit nach außen trichterförmig aufgeweiteten oder gebogenen Elektroden 722. Bei weiteren Ausführungsformen kann die distale Spitze Elektroden 724 mit einer Biegung von 90° (31), Elektroden 726, die unter einem Winkel zur Längsachse der Sonde angebracht sind (32), oder Elektroden 728 mit Kegel- oder Dreieckformen (33) aufweisen. Diese Elektroden sind in einer Stellung angebracht, die ausreicht, um ein Loch mit einem ausreichenden Spielraum zu erzeugen, um die Sonde in die gewünschte Tiefe einzusetzen.
Die Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau in dem ionisierten Plasma führt. Dies gestattet seinerseits, dass das ionisierte Plasma stärkere molekulare Bindungen wie diejenigen bricht, die in Knochen oder kalzifizierten Fragmenten vorhanden sind. Bei einigen Beispielen hat bzw. haben der Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse Oberflächengeometrien, die derart gestaltet sind, dass sie die elektrische Feldstärke und die damit verbundene Stromdichte entlang der vorderen Ränder der Elektroden erhöhen. Geeignete Oberflächengeometrien können durch Erzeugen von Elektrodenformen erhalten werden, die vorzugsweise scharfe Ränder aufweisen, oder durch Schaffen von Rauigkeiten oder einer anderen Oberflächenrauigkeit an der bzw. den aktiven Fläche(n) der Elektroden. Elektrodenformen können die Verwendung von geformtem Draht (z.B. durch Ziehen von rundem Draht durch ein Formgesenk) zur Bildung von Elektroden mit einer Vielzahl von Querschnittsgestalten wie quadratisch, rechteckig, L- oder V-förmig oder dergleichen umfassen. Elektrodenränder können auch durch Entfernen eines Teils der länglichen Metallelektrode zur Neugestaltung des Querschnitts erzeugt werden. Beispielsweise kann Material entlang der Länge einer runden oder hohlen Drahtelektrode zur Bildung von D- oder C-förmigen Drähten geschliffen werden, wobei die Ränder der Schneidrichtung zugewandt sind. Alternativ kann Material in eng beabstandeten Abständen entlang der Elektrodenlänge zur Bildung von Quernuten, Schlitzen, Gewinden oder dergleichen entlang der Elektroden entfernt werden.
Des weiteren oder alternativ kann bzw. können die aktive(n) Elektrodenoberfläche(n) durch chemische, elektrochemische oder abrasive Verfahren modifiziert werden, um eine Vielzahl von Oberflächenrauigkeiten an der Elektrodenoberfläche zu schaffen. Diese Oberflächenrauigkeiten fördern hohe elektrische Feldstärken zwischen der bzw. den aktiven Elektrodenoberfläche(n) und dem Zielgewebe, um das Abtragen oder Schneiden des Gewebes zu erleichtern. Beispielsweise können Oberflächenrauigkeiten durch Ätzen der aktiven Elektroden mit Ätzmitteln mit einem pH-Wert von weniger als 7,0 oder unter Verwendung eines Stroms abrasiver Teilchen mit hoher Geschwindigkeit (z.B. Sandstrahlen) geschaffen werden, um Rauigkeiten an der Oberfläche einer länglichen Elektrode zu erzeugen.
Des weiteren oder alternativ kann bzw. können die aktive(n) Elektrodenoberfläche(n) vorgesehen werden, indem wechselnde Schichten von elektrisch leitfähigen Elementen (d.h. Elektroden) und elektrisch isolierenden Abstandshaltern zusammengebaut werden. Beispielsweise kann eine aktive Elektrode mit mehreren kreisförmigen Rändern unter Verwendung von wechselnden Schichten von konzentrischen, dünnen Metallscheiben (z.B. Titan, rostfreier Stahl oder dergleichen) mit einem Außendurchmesser D gestaltet sein. Die Scheiben können durch dünne konzentrische, isolierende Abstandshalter (z.B. anodisiertes Aluminium, Keramik, Glas, Glaskeramik, Kunststoff usw.) mit einem Außendurchmesser D' getrennt sein, der kleiner als D ist, so dass sich die Ränder der Metallscheiben über die isolierenden Abstandshalter hinaus erstrecken. Die Elektrodenanordnung kann durch Anordnen der Metallscheiben über einen zentralen, elektrisch leitfähigen Dorn gestaltet wer den, der für die elektrische Verbindung zwischen der Energiequelle und den mehreren "metallscheiben"-förmigen Elektroden sorgt. Bei dieser Anordnung besitzen die Elektroden vorzugsweise die gleiche Quellenpolarität, da sie in Kontakt mit einer gemeinsamen elektrischen Leitung (z.B. Dorn) stehen.
Alternativ kann die Elektrodenanordnung einen gespaltenen Dorn mit entgegengesetzten Polaritäten derart umfassen, dass sich benachbarte Metallscheiben an entgegengesetzten Polaritäten befinden, um ein oder mehrere Paare von bipolaren, scheibenförmigen Elektroden zu schaffen. Bei dieser Gestaltung können die Metallelektroden eine beliebige Form haben, die für die beabsichtigte Abtragung oder Resektion von Gewebe geeignet ist, z.B. quadratisch, kreisförmig, sechseckig, achteckig, dreieckig usw. Des weiteren kann der Umfang der dünnen Metallelektrode gestanzt, maschinell bearbeitet, gekerbt oder anderweitig modifiziert werden, um die elektrische Feldstärke an der Arbeits- (äußeren) Oberfläche der Metallelektrode zu erhöhen. Die Metallelektroden (z.B. Metallscheiben) können auch mit einer elektrisch isolierenden Schicht (z.B. Keramik, Glas oder Porzellan) von einer ausreichenden Dicke beschichtet werden, um einen Abstand zwischen benachbarten Elektrodenelementen vorzusehen, gleichgültig ob die Elektrodenanordnung monopolar oder bipolar ist. Die isolierende Beschichtung kann sich bis zu dem Umfang der Metallelektrode (z.B. Scheibe) erstrecken oder sie kann gegenüber dem Umfang zurückgezogen sein, um einen größeren Bereich der Ränder der Elektroden freizulegen. Eine vollständigere Beschreibung solcher Elektrodengeometrien ist im US-Patent Nr. 5,843,019 zu finden.
34 zeigt einen distalen Bereich einer weiteren elektrochirurgischen Sonde 500, die für das Schneiden von genauen Einschnitten oder Löchern in Knochen unter den geeigneten Bedingungen von Spannung und leitfähigem Fluid, wie vorstehend beschrieben, besonders brauchbar ist. Die Sonde 500 umfasst ein Abstützelement 502, das an einen Schaft oder eine Wegwerfspitze (nicht gezeigt) wie bei vorhergehenden Ausführungsformen gekoppelt ist. Das Abstützelement 502 umfasst vorzugsweise ein anorganisches, elektrisch leitfähiges Material wie Keramik, Glas oder Glaskeramik. Bei diesem Beispiel kann das Abstützelement 502 jedoch ein organisches Material wie Kunststoff umfassen, da die aktive Elektrode 506 und die Gegenelektrode 508 beide von dem Abstützelement 502 weg beabstandet sind. So können sich die elektrischen Felder hoher Stärke weit weg von dem Abstützelement 502 befinden, um ein organisches Material zu gestatten.
Eine Elektrodenanordnung 504 erstreckt sich von dem distalen Ende des Abstützelements 502, vorzugsweise um einen Abstand von etwa 2 bis 20 mm. Die Elektrodenanordnung 504 umfasst eine einzige aktive Elektrode 506 und ein Gegenelektrodenhülle 508, die proximal von der aktiven Elektrode 506 durch ein isolierendes Element 510 beabstandet sind, das vorzugsweise ein anorganisches Material wie Keramik, Glas oder Glaskeramik umfasst. Wie gezeigt, verjüngt sich die aktive Elektrode 506 vorzugsweise zu einem scharfen distalen Ende 512, um das Schneiden oder Einschneiden des Gewebes zu erleichtern. Bei diesem Beispiel besitzt die aktive Elektrode 506 einen proximalen Durchmesser von etwa 0,2 bis 20 mm und einen distalen Durchmesser von weniger als etwa 0,2 mm. Die Gegenelektrode 508 ist von der aktiven Elektrode 506 um einen ausreichenden Abstand beabstandet, um ein Kurzschließen oder eine Bogenbildung dazwischen bei ausreichenden Spannungen zu verhindern, um das volumetrische Entfernen von Gewebe zu gestatten. Bei der repräsentativen Ausführungsform ist der distale freigelegte Bereich der Gegenelektrode 508 um etwa 0,5 bis etwa 5 mm von dem proximalen freigelegten Bereich der aktiven Elektrode 506 beabstandet. Selbstverständlich ist ersichtlich, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die bestimmten Abmessungen und die bestimmte Gestaltung der hier beschriebenen Elektrodenanordnung 504 beschränkt ist und dass eine Vielzahl von unterschiedlichen Beispielen in Abhängigkeit von der chirurgischen Anwendung ins Auge gefasst werden kann.
Wie gezeigt, umfasst die Sonde 500 ein Fluidlumen 520, das durch das Abstützelement 502 zu einer distalen Öffnung (nicht gezeigt) am distalen Ende des Abstützelements 502 hindurch führt. Das Fluidlumen 520 ist an eine Quelle von elektrisch leitfähigem Fluid wie einer isotonischen Kochsalzlösung oder einem anderen geeigneten leitfähigen Fluid zur Zuführung eines solchen Fluids zur Zielstelle gekoppelt. Bei der beispielhaften Ausführungsform ist die Sonde derart gestaltet, dass das Lumen 520 über der Elektrodenanordnung 504 während der Verwendung derart angeordnet ist, dass das leitfähige Fluid, das aus der distalen Öffnung des Lumens 520 austritt, selbstverständlich über die Gegenelektrode 508 und die aktive Elektrode 506 strömt, wodurch eine Strombahn dazwischen geschaffen wird. Des weiteren bedeckt das leitfähige Fluid die aktive Elektrode 506 ausreichend, so dass die Bedingungen für die Plasmabildung erfüllt werden, wie vorstehend detailliert beschrieben ist.
Noch ein weiterer Faktor, der die Knochenentfernungsrate bewirkt, ist die Art des leitfähigen Fluids, das mit der elektrochirurgischen Sonde verwendet wird. Da das elektrisch leitfähige Fluid zwischen dem Knochen der Anbringungsstelle S und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, bestimmt die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen den Knochen beschleunigt werden können, auch die Knochenentfernungsrate. Des weiteren kann die Leitfähigkeit des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben, das am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische Kochsalzlösung mit einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde verwendet. Durch Erhöhen der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 % und vorzugsweise zwischen etwa 3 % und 20 %, sorgt die erhöhte Konzentration für verbesserte Knochenentfernungsraten. Dieses Konzept der Verwendung einer hypertonischen Kochsalzlösung mit verbesserter Leitfähigkeit und einer erhöhten Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei den Knochenentfernungsprozessen oder bei anderen Operationen, die ein aggressives volumetrisches Entfernen erfordern.
Die Anmelderin hat gefunden, dass das Erhöhen der Stromdichten um den Elektrodenanschluss bzw. die Elektrodenanschlüsse herum zu einem höheren Energieniveau in dem ionisierten Plasma führen kann. Dies gestattet es seinerseits, dass das ionisierte Plasma stärkere molekulare Bindungen bricht, wie z.B. diejenigen, die in Knochen oder kalzifizierten Fragmenten vorhanden sind. Da das elektrisch leitfähige Fluid zwischen der Zielstelle und dem Elektrodenanschluss bzw. den Elektrodenanschlüssen in eine ionisierte Dampfschicht oder Plasma umgewandelt wird, bestimmt die Anzahl der geladenen Teilchen, die gegen das Ziel beschleunigt werden können, auch die Entfernungsrate. Des weiteren kann die Leitfähigkeit des Fluids eine Wirkung auf die Stärke des Plasmafelds haben, das am Ende der Sonde erzeugt wird. Typischerweise wird eine isotonische Kochsalzlösung mit einer 0,9 %igen Konzentration von Natriumchlorid mit der Sonde verwendet wird. Durch Erhöhen der Natriumchloridkonzentration auf mehr als 0,9 % und vorzugsweise zwischen etwa 3 % und 20 % sorgt die erhöhte Konzentration für verbesserte Gewebeabtragungsraten. Dieses Konzept der Verwendung einer hypertonischen Kochsalzlösung mit verbesserter Leitfähigkeit und einer erhöhten Anzahl von geladenen Teilchen ist von besonderem Nutzen bei Knochenentfernungsprozessen oder bei anderen Verfahren, bei denen ein aggressives volumetrisches Entfernen erforderlich ist.
35 zeigt ein Verfahren zum Behandeln von Nasen- oder Nebenhöhlenblockaden, z.B. chronischer Sinusitis, durch Einsatz der vorliegenden Erfindung. Bei diesen Verfahren können die Polypen, Nasenmuscheln oder anderes Nebenhöhlengewebe abgetragen oder verringert werden (z.B. durch Gewebezusammenziehen), um die Blockade zu entfernen und/oder den Nebenhöhlenhohlraum zu vergrößern, um die normale Nebenhöhlenfunktion wiederherzustellen. Beispielsweise kann bei chronischer Rhinitis, was ein Sammelbegriff für eine chronische Reizung oder Entzündung der Nasenschleimhaut mit Hypertrophie der Nasenschleimhaut ist, die untere Nasenmuschel durch Abtragen oder Zusammenziehen verringert werden. Alternativ kann eine Muschelresektion oder Mukotomie durchgeführt werden, indem zur Verringerung des Volumens der Nasenmuschel ein Streifen des Gewebes vom unteren Rand der unteren Nasenmuschel entfernt wird. Zur Behandlung von Nasenpolypen, die gutartige, gestielte oder ungestielte Massen von Nasen- oder Nebenhöhlenschleimhäuten, welche durch eine Entzündung verursacht werden, umfassen, können die Nasenpolypen durch das erfindungsgemäße Verfahren zusammengezogen oder geschrumpft oder abgetragen werden. Zu Behandlung einer starken Sinusitis kann eine frontale Nebenhöhlenoperation durchgeführt werden, um eine elektrochirurgische Sonde zu der Stelle der Blockade einzuführen. Die vorliegende Erfindung kann auch zur Behandlung von Erkrankungen des Septums, d.h. Abtragen oder Resezieren von Teilchen des Septums zum Entfernen, Begradigen oder zur Reimplantierung des Septums verwendet werden.
Die vorliegende Erfindung ist besonders bei funktionellen endoskopischen Nebenhöhlenoperationen (FESS) zur Behandlung von Nebenhöhlenerkrankungen brauchbar. Dieses Verfahren erfordert typischerweise ein gewisses Abtragen oder Entfernen von dünnen Knochen innerhalb der Nasenhöhle des Patienten, um Zugang zu dem Nebenhöhlengewebe an der Zielstelle zu haben. So ist die vorliegende Erfindung für diese Typen von Verfahren besonders brauchbar, bei denen ein gesteuertes Abtragen von Knochen und Gewebe erforderlich ist. Im Gegensatz zu den Mikrodebridementinstrumenten des Stands der Technik führt die elektrochirurgische Sonde der vorliegenden Erfindung eine Hämostase von abgetrennten Blutgefäßen durch und gestattet es dem Chirurgen, Knochen und Gewebe genau mit minimaler oder keiner Schädigung des umgebenden Gewebes, Knochens, Knorpels oder der Nerven zu entfernen. Als Beispiel und nicht als Einschränkung kann die vorliegende Erfindung für die folgenden Verfahren verwendet werden: (1) Unkinektomie oder mediales Verschieben oder Entfernen von Bereichen der mittleren Nasenmuschel; (2) Kiefer-, Keilbein- oder Siebbein-Nebenhöhleneröffnungen oder Vergrößerung des natürlichen Zugangs zu den Kiefer-, Keilbein- oder Siebbeinnebenhöhlen; (3) Stirnrezessusdissektionen, bei denen polypoides Gewebe entfernt wird; (4) Polypektomien, bei denen polypoides Gewebe im Falle einer schwerwiegenden Nasenpolypose entfernt wird; (5) Resektion der Concha bullosa oder das Verdünnen der polypoiden mittleren Nasenmuschel; (6) Septoplastie und dergleichen.
35 zeigt ein endoskopisches Nebenhöhlenoperations- (FESS-) Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung. Wie gezeigt, wird das distale Ende der Sonde 800 durch die Nasenpassage 801 hindurch in die Nasenhöhle 803 eingeführt. In Abhängigkeit von der Lage der Blockage werden die Elektrodenanschlüsse 804 benachbart der Blockage in der Nasenhöhle 803 oder in einer der paranasalen Nebenhöhlen 805, 807 angeordnet. Es ist zu beachten, dass nur die Stirnnebenhöhle 805 und die Keilbeinnebenhöhle 807 in 32 gezeigt sind, das Verfahren jedoch auf die Siebbein- und Kiefernebenhöhlen anwendbar ist. Wenn der Chirurg den Punkt der Hauptblockage erreicht hat, wird elektrisch leitfähiges Fluid durch ein inneres Lumen (nicht gezeigt) in der Sonde 800, wie vorstehend beschrieben, zugeführt. Das Fluid strömt an der Gegenelektrode 812 vorbei zu den Elektrodenanschlüssen 104 am distalen Ende des Schafts. Die Rate der Fluidströmung wird mit einem Ventil 17 (1) derart gesteuert, dass die Zone zwischen dem Knochen und/oder dem Gewebe und der Elektrodenabstützung 802 konstant in das Fluid eingetaucht ist. Die Energieversorgung 28 wird dann eingeschaltet und derart eingestellt, dass eine Hochfrequenzspannungsdifferenz zwischen den Elektrodenanschlüssen 804 und der Gegenelektrode 812 angelegt wird. Das elektrisch leitfähige Fluid sorgt für die Leitungsbahn (siehe Stromflusslinien) zwischen den Elektrodenanschlüssen 804 und der Gegenelektrode 812.

Claims

System zum Anlegen elektrischer Energie an Gewebe an einer Zielstelle, umfassend ein elektrochirurgisches Instrument (300, 900) mit einem Schaft (304) mit einem proximalen Ende, einem distalen Ende und einer aktiven Elektrode (302, 490, 958), die einen oder mehrere Elektrodenanschlüsse am distalen Ende des Schafts umfasst; eine Gegenelektrode bzw. Rückelektrode (310, 494, 920); ein oder mehrere Anschlussteile, die an die Elektrodenanschlüsse gekoppelt sind, um die Elektrodenanschlüsse an eine Hochfrequenzenergiequelle anzuschließen, gekennzeichnet durch eine isolierende Abschirmung (320, 409, 954), die ans distale Ende des Schafts gekoppelt ist, wobei die Abschirmung eine distal von der aktiven Elektrode beabstandete Oberfläche aufweist, so dass dann, wenn die distale Oberfläche des Schirms benachbart zu oder in Kontakt mit Gewebe an einer Zielstelle ist, die Abschirmung eine Kammer zwischen der aktiven Elektrode und dem Gewebe bildet.
System nach Anspruch 1, bei dem die Abschirmung (320, 409, 964) eine distale Oberfläche aufweist, die distal von der Gegenelektrode (310, 494, 920) beabstandet ist, um eine Kammer zwischen der Gegenelektrode (310, 494, 920) und dem Gewebe zu bilden.
System nach Anspruch 1 oder 2, bei dem die Gegenelektrode (310, 494, 920) am Schaft proximal zur aktiven Elektrode (302, 490, 958) angeordnet ist.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, das außerdem Mittel zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung im Bereich von etwa 400 bis 2.000 Volt von Spitze zu Spitze zwischen der aktiven (302, 490, 958) und der Gegenelektrode (310, 494, 920) in Gegenwart des elektrisch leitfähigen Fluids umfasst.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Gegenelektrode (310, 494, 920) durch einen Abstand von etwa 0,5 bis 25 mm proximal von der aktiven Elektrode (302, 490, 958) beabstandet ist.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, das eine einzige aktive Elektrode umfasst.
System nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das eine Vielzahl elektrisch unabhängiger aktiver Elektroden umfasst.
System nach einem der Ansprüche 1 bis 5, das eine Vielzahl nicht elektrisch voneinander unabhängiger aktiver Elektroden umfasst.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die aktive Elektrode (302, 490, 958) und die Gegenelektrode (310, 494, 920) so konfiguriert sind, dass sie beim Anlegen einer ausreichenden Hochfrequenzspannung in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids ein Plasma an der aktiven Elektrode (302, 490, 958) erzeugen.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Abschirmung die aktive Elektrode auf Abstand hält, um den direkten Kontakt zwischen einer dampfförmigen Schicht (904), die sich beim Betrieb um die aktive Elektrode herum bildet, zu hemmen.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, das außerdem ein Fluidabgabeelement umfasst, um das elektrisch leitfähige Fluid um die aktive Elektrode (302, 490, 958) und die Gegenelektrode (310, 494, 920) herum abzugeben.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die aktive Elektrode (302, 490, 958) und die Gegenelektrode (310, 494, 920) so konfiguriert sind, dass sie bei Anlegen einer ausreichenden Hochfrequenzspannung in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids ein Plasma innerhalb der Kammer erzeugen, vorzugsweise so, dass das Plasma an einer Stelle erzeugt wird, die sich in einem Abstand von etwa 0,05 bis 5 mm vom Gewebe befindet, wobei die aktive Elektrode (302, 490, 958) und die Gegenelektrode (310, 494, 920) so konfiguriert sind, dass beim Anlegen einer ausreichenden Hochfrequenzspannung in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids Ionen aus dem Plasma in der Kammer so beschleunigt werden, dass die Ionen in Kontakt mit dem Gewebe kommen, wobei die Ionen über ausreichend Energie verfügen, um das kontaktierte Gewebe abzutragen.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, das außerdem ein Ansauglumen mit einer an die Kammer gekoppelten distalen Öffnung umfasst, um Fluid aus der Kammer anzusaugen.
System nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem die Abschirmung die aktive Elektrode in einem Abstand von mindestens 1 mm vom Gewebe hält.