WO2006079524A1 - Hf-chirurgieeinrichtung - Google Patents

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WO2006079524A1
WO2006079524A1 PCT/EP2006/000645 EP2006000645W WO2006079524A1 WO 2006079524 A1 WO2006079524 A1 WO 2006079524A1 EP 2006000645 W EP2006000645 W EP 2006000645W WO 2006079524 A1 WO2006079524 A1 WO 2006079524A1
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measuring
tissue
coagulation
target tissue
energy input
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PCT/EP2006/000645
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Florian Eisele
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Erbe Elektromedizin Gmbh
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    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/1206—Generators therefor
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    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 

Definitions

  • the invention relates to an HF surgical device according to the preamble of claim 1.
  • High frequency surgery has been used for many years in both human and veterinary medicine to coagulate and / or cut biological tissue.
  • High-frequency current is passed through the tissue to be treated with the help of suitable electrosurgical instruments, so that this changes due to protein coagulation and dehydration.
  • the tissue contracts in such a way that the vessels are closed and bleeding is stopped.
  • a consequent increase in current density causes explosive vaporization of the tissue fluid and rupture of the cell membranes, severing the tissue completely.
  • both bipolar and monopolar techniques are used.
  • the RF current supplied by the RF generator to the electrosurgical instrument is applied to the tissue to be treated via a different electrode, the current path through the body of a patient leading to an indifferent neutral electrode and from there back to the RF electrode. Generator.
  • a high current density per unit area is provided for the treatment, while in the indifferent electrode, the current density per unit area is significantly reduced compared to the different electrode. This can be achieved by a correspondingly large-area layout of the neutral electrode. Only in this way is it guaranteed that on the fabric at the transition of the stream. from the tissue to the neutral electrode no injuries, such. B. Burns occur.
  • Bipolar instruments which are formed with two electrical parts which are electrically insulated from one another, are also becoming increasingly important.
  • the current path between the electrode parts is thus calculable and does not extend far distances through the body of the patient. This reduces the influence of, for example, cardiac pacemakers or other devices connected to the patient during the operation.
  • the monopolar technique is particularly suitable for interstitial coagulation when one is uniform (eg, radially symmetric) over the tissue to be treated, i. H. over the target tissue spreading RF current is required for the treatment. So z.
  • the suitable for monopolar coagulation electro surgical instrument in the tissue to be treated, for example, in a tumor, introduced (pierced) and by the application of high-frequency current, ie by coagulation, the destruction of the Tumor is initiated (tumor devitalization).
  • HF surgery devices which have an electrosurgical unit with an RF generator for generating a high-frequency voltage and thus the high-frequency alternating current, as well as switching devices and / or control and 'regulating device for Activation or deactivation of the HF generator.
  • the invention is therefore based on the object of further developing an HF surgical device of the type mentioned initially in such a way that coagulation processes and / or cutting processes are optimized and can be monitored in the simplest manner.
  • an HF surgical device for treating, in particular for monopolar coagulation of biological tissue by means of an HF current
  • the HF surgical device comprising an electrosurgical instrument with a coagulation electrode, and an HF surgical device with an HF generator for generating an RF voltage and for supplying the RF current to the coagulation electrode of the electrosurgical instrument and with at least one control device for terminating the coagulation process.
  • the control device is assigned a measuring device which is designed such that it detects at least one measured value describing a measurement tissue energy input into a defined measuring tissue region.
  • control device is assigned a computing device which is designed such that it detects the measured tissue energy input into the defined measuring tissue region and that it determines a final value for a target tissue energy input into a target tissue region which is predetermined for the coagulation process and / or assumes this as the stored end value.
  • the controller is configured to control the RF generator based on the final value such that the required RF current is supplied to the target tissue region and generates a turn-off signal when the target tissue energy input reaches the final value.
  • An essential point of the invention is to provide the RF current required for an optimal coagulation and / or cutting result in the tissue to be treated, the target tissue region, by measuring at least one characteristic value characteristic for the measurement tissue energy input into the measurement tissue region and from this an energy input is ascertained in order to control or regulate the RF generator based thereon and / or on empirical values in such a way that the energy input required for the optimal coagulation and / or cutting result is matched by matching the energy input to the predetermined one, if necessary . is reached for the target tissue energy input into the target tissue area.
  • the determination of the energy input into the measuring tissue area is necessary because unavoidable energy losses, for example thermal losses over the measuring tissue area or the tissue area surrounding tissue areas (ultimately down to an indifferent electrode) or an electrical Power loss caused z. B. by stray currents, hardly detected are bar. Because of these losses, a total energy input introduced via the coagulation electrode is not completely available for the target tissue area.
  • the measuring device shown here now aims to 'measure' at least the measuring tissue area, so that ultimately it can be assessed how much energy input for the target tissue area z. B. will be preserved.
  • an energy input into the measured tissue area is determined in order to deduce the required energy input into the target tissue area.
  • the required energy input into the target tissue area can z. B. can be determined by 'extrapolated' from the already made energy input in the Meßgewebe Colour on the required energy input to the target tissue area (taking into account the losses described above).
  • the measured value thus serves as a basis for determining the required energy input, wherein z. For example, based on the measured value, it is possible to deduce what amount of energy must have already worked in the target tissue area and what amount of energy has been lost through surrounding tissue areas. The loss must be balanced in determining the required energy input to the target tissue area without adding weight to the tissue.
  • the required energy input for the target tissue area can also be specified 'from the outside', and on the basis of the measured value or the energy input into the measuring tissue area, the energy input that is still necessary for optimal treatment of the target tissue area due to control or regulation of the HF generator are introduced.
  • the determination of the required energy input into the target tissue area is based on empirical values, taking into account the losses described above.
  • the final value for the target tissue energy input is given in principle, since it is based for example on empirical values and / or is determined from current tissue parameters.
  • the measured tissue energy input thus provides an actual value, which is to be matched to the final value, that is to a desired value, by means of a corresponding control or regulation.
  • the actual value of the measured tissue energy input is functionally related to the measured value. More precisely, this means that the actual value for the measured tissue energy input can be determined from an actual value of the measured variable.
  • the actual value for the measured tissue energy input is then at the required final value for the target tissue energy input.
  • the RF generator and thus the RF current is controlled or regulated such that the actual value (ie the energy input in the Messgewebebereicl ⁇ ) follows the possibly changing end value until the time required for the optimal coagulation process end value for the Target tissue energy input is reached.
  • the control device As soon as the final value has been reached, the control device generates a switch-off signal which causes or enables termination of the coagulation process. It is of course also possible to display the actual value and to perform the control / shutdown of the generator manually. In principle, it is thus also possible to carry out the control / shutdown on the basis of the determination of the measured value and / or the energy input which can already be determined therefrom.
  • the final value for the target tissue energy input could be determined from the value measured in the measuring tissue region or from the measured values, eg. B. by extrapolation determine. That is, it should be extrapolated from the measured value or from the measured values, which energy input is required for the target tissue area. This is easily possible in particular if the measuring tissue area corresponds to the target tissue area.
  • empirical values which are eg. B. include the losses described above.
  • the empirical values are based, for example, on experiments or previous interventions and take into account tissue parameters of already measured tissue types as similar as possible to the tissue to be treated.
  • end values can be specified as nominal values to which the energy input into the measuring tissue region is to be adjusted as current actual value via the current regulation (control), in order ultimately to obtain the required energy input into the target tissue region.
  • the latter is particularly recommended if the measuring tissue area differs from the target tissue area.
  • the current through the measuring tissue area and the voltage drop across the measuring tissue area must be known.
  • the current through the measuring tissue area is equal to the generator current (leakage currents are negligible at the voltages commonly used for coagulation) and can be detected using conventional technology in the surgery unit.
  • the tension over the Measuring tissue area is not readily available, because it differs due to the above-described losses of the output voltage of the surgical device to a voltage drop caused by the HF current in particular in the 'other structures' outside the Meßgewebe Kunststoffs or Zielgewebe Kunststoffs. This voltage drop is thus z. B.
  • 'patient resistance' here means the 'other structures', ie the non-treated tissue that is available between the defined target tissue area and the neutral electrode as a current path, and possibly a further contact resistance between this tissue and the patient attached to the neutral electrode.
  • the temperature gradient is critical to the ultimate question of where to reach tissue temperature sufficient for devitalization.
  • the amount of energy corresponds to the electrical power integrated over time in the measuring or target tissue area.
  • the computing device is embodied such that the final value for the target tissue energy input is repeatedly redetermined at time-defined intervals, so that it is predetermined according to a specific time sequence of a schedule control.
  • the schedule is z. This is necessary, for example, when the area of tissue to be treated is observed during the coagulation process and its tissue changes are taken into account, or when it is already known from experience that the desired value requires constant adaptation during coagulation.
  • the tissue parameters changing during coagulation thus form the basis for the further course of coagulation.
  • the optimal final value for the target tissue energy input can change in the course of the coagulation in such a way that a repeated redetermination of the final value to be followed by the actual value is required.
  • the schedule regulation can alternatively be provided in such a way that a fixed schedule regulation is predetermined in advance, for example based on empirical values, whereby the course of coagulation in the tissue to be treated can be determined, for example.
  • B. is disregarded. That is, the computing device is designed such that the final value for the target tissue energy input is read from a predetermined setpoint course.
  • a combination of current tissue parameters with given empirical values is also available in order to achieve optimal energy input into the tissue to be treated.
  • a schedule regulation makes it easy to regulate the input of power or the input of energy taking into account the tissue changes or expected tissue changes.
  • the measurement tissue region is smaller than the target tissue region, so that the components of the measurement device required for 'measuring' the measurement tissue region can be positioned in the tissue to be treated, independently of the dimensions of the target tissue region.
  • the determination of losses that would result in the target tissue area could then be determined using the empirical values described above. If the measuring tissue region is identical to the target tissue region, ie if the target tissue region is measured directly, the measurement-taking components of the measuring device are to be placed exactly in the target tissue region. This requires the knowledge of the exact extent of the target tissue area, the z. B. can be determined by imaging techniques.
  • the measuring device comprises at least one measuring electrode arranged at a defined distance from the coagulation electrode, which can be brought into electrically conductive contact with the tissue to be treated in the measuring tissue region, and at least one voltage measuring device for measuring a loss falling over the measuring tissue region, regardless of possible conduction losses or the like Tension. So can be z. B. from a introduced into the Meßgewebe Colour performance determine the measured values by the computing device, in order to conclude again from the final value for the target tissue energy input.
  • the measuring electrode serves as a contact surface for the tissue to be treated, thus defining, together with the coagulation electrode, the measuring tissue region, at least in one direction, and is already in the current path towards the neutral electrode. Between the coagulation electrode and the measuring electrode, the voltage measuring device is connected such that the voltage drop over this measuring tissue region can be determined.
  • the contact surface is thus connected via a measuring line with the voltage measuring device between this measuring point and the coagulation electrode, ie the current-feeding, active electrode.
  • the measurement tissue energy input can also give a mere indication of which energy still has to be entered into the target tissue area in order to achieve the necessary energy. That is, the measured value or the determined measured tissue energy input serve, for example, as a comparison value.
  • the value of the required energy input into the target tissue area is then z. B. specified 'from the outside', wherein the comparison value shows how much energy must still be entered into the target tissue area.
  • the resistance to be treated by the tissue to be treated ie the resistance determined by the defined target tissue area
  • the resistance to be treated by the tissue to be treated can be understood as being connected in series with the above-described contact resistance between coagulation electrode and target tissue area and with the patient resistance.
  • the resistance of the defined target tissue region is divided into a resistance of the measurement tissue region and a residual resistance resulting from the remaining target tissue region.
  • the disclosed embodiment provides that only caused by the coagulation voltage drop of the source voltage is detected across the measuring area of tissue to infer the power introduced and finally to the required energy into the target tissue area, which one ⁇ represents a particularly simple measuring method.
  • the contact resistance is usually also to be considered. If the contact resistance is correspondingly high and therefore not negligible, the correction of the voltage drop caused by the contact resistance must be included in the determination of the final value for the target tissue energy input.
  • the contact resistance between the electrode and the measuring tissue region remains small compared with the measurement tissue resistance the measurement of the voltage over the measuring tissue area is limited to the measurement of the peak value and the determination of the final value for the energy input is dispensed with. It is exploited that with increasing coagulation of the defined measuring tissue region whose resistance increases.
  • the limitation to the measurement of the peak value has the advantage that the outlay for the measuring device is considerably simplified, in particular when using non-sinusoidal coagulation stresses.
  • a separate measuring current for example via an additional circuit (eg a multiplexer) into the measuring tissue region, so that a voltage drop caused by this measuring current over the measuring tissue region as a measure of the impedance of the measuring tissue (and thus the target tissue) is measurable.
  • an additional circuit eg a multiplexer
  • the measuring device further comprises at least one current measuring device for measuring the HF current in the measuring tissue region for determining the final value for the target tissue energy input by the computing device.
  • the current through the measuring tissue region corresponds to the generator current and can be detected with conventional technology in the surgical device.
  • an additional current measuring device may be used to measure the measuring tissue region in order to facilitate the detection of the current occurring in the measuring tissue region and to exclude incorrect calculations due to leakage currents.
  • line losses can be excluded by the determination of the phase shift, in particular by capacitive coupling between the lines.
  • the measuring device further has at least one first time measuring device for measuring a duration of the current flow in the measuring tissue region for determining the final value for the target tissue energy input by the computing device. Furthermore, it is possible that the measuring device has at least one second time measuring device for measuring a duration of the measuring tissue energy input into the measuring tissue region, so that the final value for the target tissue energy input can be determined as a function of the duration of the measuring tissue energy input by the calculating device. As already described above, it may be advantageous to also determine the time required for the application of the power, in particular if it is not intended to be based solely on a mere determination of an introduced work.
  • a high power input in the measuring and thus in the target tissue area over a shorter period of time on the degree of coagulation of tissue may have a different effect than a lower power input over a longer period of time, even if enter the same work in both power , A high power input over a short period of time may cause too high a degree of coagulation and thus unnecessary damage to the tissue or even the surrounding tissue to be treated. Conversely, too low a power input can permanently prevent a sufficient degree of coagulation, even if the power input takes place over a long period of time. By recording the time in which the power entry takes place, therefore, the coagulation process can be better calculated.
  • the tissue is thus heated at short intervals and excess heat is used during the interruption of the coagulation process for further coagulation.
  • the final value for the target tissue energy input into the target tissue area z Example by extrapolation or supported by empirical values extrapolation. Experience is also needed to get started by the Measuring tissue area on the target tissue area in terms of possible energy loss close.
  • the empirical values required for this purpose are preferably already available for the tissue to be treated similar tissue types.
  • the measuring device is therefore assigned a memory device for storing experimentally determined measurement series of measured values describing reference sample tissue, so that the stored measurement series can be used as the basis for determining the final value of the target tissue energy input by the computing device. Consequently, it is easy to make use of the experimentally gained experience of tissue properties which ultimately reflect the coagulation behavior of certain types of tissue.
  • heat capacities or thermal conductivities taking into account the tissue dimensions, allow conclusions to be drawn about the coagulation behavior of the tissue to be treated.
  • measurement series of different types of tissue should be available for appropriate procedures, the z. B. in the HF surgical device described here can be stored.
  • the experimentally obtained data can be incorporated during an intervention in the calculation and determination procedure of the above-described measuring device and computing device.
  • the empirical values thus used offer a higher precision for the coagulation process for determining the final value than would be the case by using the empirical values described at the outset, without taking the measurements into account.
  • the control device is preferably associated with a further measuring device, which is designed in such a way that the measured values describing the tissue to be treated can be measured for their inclusion as comparison values in the safety device. In this way, these measured values can be taken from the tissue to be treated before or during an operation, if necessary also after that, and stored and stored
  • the tissue to be treated can be used directly for the scheduling described above, so that new final values for the target tissue energy input (nominal values) result from tissue parameters that change during the coagulation.
  • the control device is assigned an input unit which is designed such that a user can enter the measured values describing a comparison sample tissue and / or known tissue parameters for storage in the storage device.
  • the above-described further measuring device such that the measured values recorded on the tissue to be treated are automatically recorded in the storage device.
  • the measuring device further comprises at least one temperature measuring device for measuring a tissue temperature in the measuring tissue region.
  • the measuring device is thus designed such that the final value for the target tissue energy input as a function of the measured temperature or as a function of the measured temperature and the stored measurement series can be determined and / or corrected by the computing device.
  • the more data available for the determination of the final value the more precisely the final value for the energy input required for optimal coagulation can be determined.
  • observation of the temperature can be used, for example, to deduce a suitable or unsuitable input of power and also to what extent the tissue has reached a temperature sufficient for devitalization.
  • the measuring device therefore preferably has a device for measuring this contact resistance, see above that a corresponding correction value can be included in the determination of the final value for the target tissue energy input.
  • this method should preferably be used in practice when the contact resistance between the electrode and the measuring tissue is low or appropriate corrective measures can be taken. This is the only way to ensure that the voltage drop caused by the measuring tissue area is detected correctly.
  • the current measuring device is designed such that the detected current can be transmitted to the control device, so that it determines a phase relationship between the voltage and the current as a correction value.
  • the influence of capacitive reactances of the biological tissue increases, but also capacitances and inductances of the leads become noticeable at high frequencies.
  • the influence of capacitances and inductances causes a phase shift between the HF generator voltage and the HF current and thus also between the measured HF voltage and the HF current.
  • a current measurement can be used to determine the phase relationship between voltage and current and thus to carry out a more precise determination of the final value for the target tissue energy input.
  • phase shift changes with changing resistance in the target tissue area due to the coagulation of the tissue.
  • data for the measured value of interest here can be obtained by measuring the phase shift.
  • the voltage measuring device but also the current measuring device are provided in a preferred embodiment as modular components of the HF surgical device. This allows the measuring devices to be permanently integrated into the HF surgical device or, if necessary, to be removed at times.
  • a preferred embodiment provides that the control device is embodied such that it transmits the switch-off signal to the HF generator, so that the latter switches off and thus shuts off the HF current. This realizes a particularly simple and reliable embodiment for deactivating the HF surgical device.
  • At least one signal processing device is provided, to which the switch-off signal can be supplied.
  • the signal processing device is designed in such a way that an optical and / or acoustic display can be activated by means of the switch-off signal in such a way that the switching off of the HF current can be displayed for user guidance on the basis of the switch-off signal.
  • This display signals the switching off of the HF surgical device and thus the termination of the coagulation process. A user can then z. B. manually stop. In principle, it is possible that the display is controlled directly by the control device.
  • the optical display can be designed, for example, as a display, so that it indicates the switching off of the HF current.
  • the signal processing device preferably also has a memory device which stores the switch-off signals, possibly together with various boundary conditions of earlier surgical procedures. This data can then be output via the display. By means of the empirical values shown, it is possible to be able to better evaluate existing tissue structures with regard to a pending treatment. The selection of a suitable electrochemical instrument is thus facilitated.
  • the optical display can be provided, for example, only in the form of a lamp. By lighting up the lamp, the end of the coagulation is signaled to the user, possibly also the switching off of the HF current. A purely audible indication alerts the user to the completion of coagulation without the need for a visual indication. A combination of optical and acoustic display is possible. , ,
  • the coagulation electrode is designed as a ball electrode.
  • This is particularly suitable for interstitial coagulation because the ball electrode has a substantially radially symmetric current density distribution in the target tissue area is initiated, in particular in the case of homogeneous tissue, and when the distance from the coagulation electrode to the neutral electrode is large compared with the extent of the measuring or target tissue area.
  • a one-dimensional measurement e.g. B. the voltage drop over the Meßgewebe Scheme, close to the design of the three-dimensional coagulation zone.
  • the coagulation electrode and the measuring electrode are arranged relative to one another in such a way that they tap the measuring tissue region at least one-dimensionally in one direction with regard to its expansion.
  • a three-dimensional coordinate system were to be placed over the radially symmetrically extended measuring tissue area, then its zero point would correspond to a point of application of the coagulation electrode on the tissue to be treated.
  • the coagulation electrode would thus lie in the zero point of the coordinate system, while the measuring electrode z. B. on one of the axes of the coordinate system would be arranged.
  • the measuring tissue area is measured in one direction, for example when detecting the voltage drop across the corresponding tissue area.
  • the desired coagulation zone (in the case of radially symmetrical expansion) is tapped at least in one direction. This is possible, for example, if the target tissue area z. B. is determined by imaging techniques before the actual surgery exactly.
  • the measuring device has two measuring electrodes arranged at a defined distance from the coagulation electrode, which can be brought into electrically conductive contact with the tissue to be treated.
  • the measuring electrodes are arranged along a line with the coagulation electrode on the electrosurgical instrument, wherein the coagulation electrode is arranged between the measuring electrodes.
  • the coagulation electrode would again be arranged in its zero point, the zero point again corresponding to the point of application of the coagulation electrode on the measuring tissue region.
  • the first measuring electrode could then z. B. on a positive axis, the second electrode lying on the corresponding negative.
  • the measuring tissue area is measured one-dimensionally in two directions.
  • the use of two measuring electrodes is particularly suitable for asymmetric Koagulationszonen, caused z.
  • non-spherical coagulation electrodes or by changes in the tissue structure within the measuring tissue area By non-spherical coagulation electrodes or by changes in the tissue structure within the measuring tissue area.
  • the measuring electrode is arranged to be able to change location on the electrosurgical instrument. This makes it possible to measure different sized tissue areas or target tissue areas with just one instrument.
  • the measuring electrode can be designed to be displaceable and latchable, or it can be received at different locations incountber oak.
  • the above description focuses primarily on the detection of a voltage drop across the Meßgewebegereich so as to close the required energy input and thus the size of the coagulation zone. Alternatively, however, it is also possible to detect the resistance or the change in the resistance of the measuring tissue region (possibly also of the target tissue region).
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an embodiment of the HF surgical device according to the invention
  • FIG. 1 shows a detail of the functional block diagram of FIG. 1 in a simplified representation
  • FIG. 3 is an equivalent circuit diagram illustrating the operation of the arrangement according to FIG.
  • Fig. 1 shows an embodiment of the device according to the invention.
  • the essential components for explaining the invention of an HF surgical device 1 namely an HF surgical device 10, a monopolar electrochemical instrument 30 and a neutral electrode 33 are shown schematically.
  • an RF current supplied by an HF generator 11 to the electrosurgical instrument 30 is applied to a tissue to be treated via a different electrode, in this case a monopolar coagulation electrode 31 the current path through the body of a patient leads to the indifferent neutral electrode 33.
  • the HF surgical device 10 has an input to the circuit 12 for connecting switching devices having finger and / or foot switches. About these switching devices z. B. enables activation and / or deactivation of the HF current.
  • the switching devices can be realized here preferably via a computer arrangement 50.
  • a first output connection 13 and a second output connection 14 are provided on the HF-surgery device 10, via which the monopolar electrosurgical instrument 30 with the associated neutral electrode 33 can be connected. According to FIG.
  • the surgical instrument 30 is formed with a spherical coagulation electrode 31, wherein at a defined distance r from the coagulation electrode 31, a measuring electrode 32 which can be brought into electrically conductive contact with the tissue to be treated is used to grasp the measuring tissue region on the electrochemical instrument 30 is arranged.
  • the ball electrode 31 is over the first
  • Output terminal 13 is connected to the RF generator 11.
  • the measuring electrode 32 is also connected to the first output terminal 13, wherein a voltage measuring device 20 is connected in parallel between the coagulation electrode 31 and the measuring electrode 32.
  • the neutral electrode 33 is connected to the second output terminal 14, wherein in series between the neutral electrode 33 and the RF generator 11 is a current mes device 21- connected.
  • Both the voltage measuring device 20, as well as the current measuring device 21 are formed here integrated in the RF surgical device 10. As modular components, the measuring devices can be permanently integrated into the HF surgical device 10 or even temporarily removed if necessary.
  • the heart of the HF surgical device 10 is the controllable HF generator 11 for generating an HF voltage and for supplying the RF current to the coagulation electrode 31 of the electrosurgical instrument 30.
  • FIG. 2 shows a section of the functional block diagram according to FIG. 1 in a simplified representation, wherein additionally the tissue to be treated is shown.
  • the electrosurgical instrument 30 and the tissue to be treated are shown substantially in section.
  • the coagulation electrode 31 is introduced with the measuring electrode 32 into the tissue to be treated, the two electrodes 31 and 32 defining, in at least one direction, a measuring tissue region 40 which is shown as a partial region of a target tissue region 41.
  • the target tissue region 41 and thus also the measuring tissue region 40 lie as the tissue to be treated in a surrounding tissue 42, which in turn is to be exposed to as little current as possible, but serves as a current path as far as the neutral electrode 33.
  • the monopolar electrosurgical instrument 30 with the ball electrode 31 of FIG. 1 is z. B. intended for the interstitial devitalization of tumor or metastatic tissue. For example, in the treatment of a liver tumor, the electrode is inserted into the tumor to coagulate the surrounding tissue.
  • the coagulation electrode 31 is introduced together with the measuring electrode 32 into the tissue to be treated. Via the coagulation electrode 31, the high-frequency current is supplied to the tissue to be treated. The current density is distributed in this case substantially radially symmetric in the tissue, since a ball electrode is used here, and thereby also captures the measuring electrode 32.
  • the measuring device is designed such that it describes at least one energy input into the measuring tissue region 40 via the coagulation electrode 31 Measured value u, i, t, ⁇ detected in order to conclude from this on possible energy losses that reduce a total energy input into the tissue to be treated.
  • the measured value to be detected can, for. B.
  • the measuring electrode 32 thus serves as a contact surface for the tissue to be treated, thus delimiting the measuring tissue region 40 and is already in the current path towards the neutral electrode 33. If the current i is detected by the measuring tissue region 40, as already described above, using conventional technology in the surgical device can, can be about the voltage drop u. B. determine the power input in the measuring tissue area 40.
  • the measuring electrode 32 by means of the measuring electrode 32, the voltage drop u in the measuring tissue region 40 is measured (and displayed via the voltage measuring device 20), wherein the computing device 16 together with the corresponding current value z. B. determines the corresponding power entry.
  • the detection of the voltage drop u over only a selected region of the measuring tissue region is possible due to the radially symmetrical expansion of the target tissue region 41.
  • about the power input can then z. B. be closed to the energy input required for the target tissue area.
  • an energy input is determined via a measured value characteristic for the measurement tissue energy input - in this case the voltage drop u, in order to control or regulate the RF generator in such a way and that the energy input required for the optimal coagulation result the target tissue area is achieved by matching the input of energy to the predetermined, optionally determined final value for the target tissue energy input into the target tissue area.
  • the determination of the energy input into the measuring tissue area is therefore necessary because unavoidable energy losses, for example thermal losses, tissue areas surrounding the measuring tissue area or the target tissue area (ultimately down to an indifferent electrode) or also an electrical power loss, causes, for. B .. by stray currents, barely detectable. Because of these losses, the total energy input introduced by the coagulation electrode is not completely available for the target tissue area.
  • the measuring device shown here now focuses on 'measuring' at least the measuring tissue area, see above that ultimately it can be judged how much energy input will be preserved for the target tissue area and for optimal coagulation results e.g. B. is still necessary.
  • FIG. 3 shows an equivalent circuit diagram which illustrates the current path in the treatment of a patient by means of the monopolar coagulation and the resistances in the current path which, in addition to the target tissue region 41, cause the losses described above.
  • a resistance R 2 of the target tissue area 41 is composed of a resistance R M of the measuring tissue area and a residual resistance R R of the remaining target tissue area.
  • the resistors R M and R 2 are to be understood as connected in series with a patient resistor Rp.
  • patient resistance here means the non-treated tissue, which is available as a current path between the target tissue area and the neutral electrode, as well as possibly a further contact resistance between this tissue and the patient-mounted neutral electrode.
  • the HF surgical device 10 preferably has a device (not shown here) for detecting the contact resistance R 0 .
  • the detection of the measured value in the explicit measuring tissue region 40 serves to simplify the measurement.
  • the electrodes 31, 32 can be introduced into the tissue to be treated, irrespective of the dimensions of the target tissue area 41, that is, they can be inserted into the tissue to be treated. That is, the coagulation electrode 31 and the measuring electrode 32 do not need to be spaced apart from each other to exactly grasp the defined target tissue area 41.
  • the measuring tissue region 40 to be measured corresponds to the target tissue region 41, so that the energy input likewise corresponds to the target tissue energy input.
  • the computing device 16 is z. B. designed to determine this final value w. That is, the measuring device is always designed such that it provides the required measured values for calculating or determining the energy input made and required, if appropriate based on empirical values, by the computing device.
  • the final value w for the target tissue energy input is given in principle, since it is based for example on empirical values or is determined from current tissue parameters.
  • the final value for the target tissue energy input could be determined from the value measured in the measuring tissue region, here the voltage u and the known current i, z. B. by extrapolation determine. This would be possible in particular if the measuring tissue area corresponds to the target tissue area.
  • a current regulation in practice it makes sense to carry out the determination of the final value w at least in addition with reference to empirical values.
  • the empirical values are available from previous interventions and take into account known tissue parameters the energy input into the measuring tissue region 40 is to be adjusted as currently available actual value via the current regulation (control), whereby the measured tissue energy input is functionally correlated with an actual value of the measured variable (which results in the actual value of the tissue input energy). when the measuring tissue area 40 differs from the target tissue area 41.
  • the required HF current is supplied to the tissue to be treated via the coagulation electrode 31 until such time as the optimum energy input into the tissue to be treated, ie the final value w, is reached.
  • the control device 15 generates a switch-off signal c when the final value w is reached, which indicates that the coagulation process has ended at an optimum point in time.
  • the shutdown signal is generated when the measured value, ie z. B. the voltage drop, a certain - based on experience - has reached value.
  • the simplest way to control the HF generator 11 is by the control device 15 in such a way that it shuts off due to the switch-off signal c.
  • the detection or determination of the end value w required for optimum coagulation for the energy input into the target tissue area 41, here over the measuring tissue area 40, allows a precise treatment of the defined tissue, the surrounding tissue 42 is spared maximum.
  • the computing device 16 is preferably designed such that the required value w is repeatedly determined anew at timed intervals.
  • the final value w is thus specified according to a fixed time sequence of a schedule regulation.
  • the schedule is z. This is necessary, for example, when the tissue area to be treated is observed during the coagulation process and its tissue changes are to be taken into account or when it is already known from experience that the desired value requires constant adaptation during coagulation.
  • the tissue parameters changing during coagulation thus form the basis for the further course of coagulation. That is, the optimal final value w for the target tissue energy input may change in the course of coagulation in such a way that a repeated re-determination of the final value to be followed by the actual value is required.
  • the schedule regulation can alternatively be provided in such a way that a fixed schedule regulation is predetermined in advance, for example based on empirical values, whereby the course of coagulation in the tissue to be treated can be determined, for example. B. is disregarded. A combination of current tissue parameters with given empirical values is also suitable in order to achieve optimal energy input into the tissue to be treated, ie into the target tissue area.
  • a schedule regulation makes it possible in a simple manner to regulate the input of power and thus the energy input, taking into account the tissue changes or expected tissue changes.
  • the time measuring device 22 detects respective activation phases of the HF generator 11, that is, for example, the duration of the power supply to the tissue to be treated. This specifies how long the 'RF power was supplied to the tissue to be treated, so the measured tissue that energy input into the measuring area of tissue 40 as over time introduced Determine power and / or work indirectly from the measured values (current, voltage and time) (in the case of thermal devitalization by the HF current, the amount of energy corresponds to the electrical power integrated over time in the measuring or target tissue area).
  • the time measuring device 22 supplies the corresponding time duration t of the computing device 16 via the control line T.
  • the detection of the time course of the energy input is also advantageous in that different performance entries are taken into account with different time courses, even if this is done if necessary, the same work. It is therefore turned on the amount of power depending on the duration of the entry, so that the coagulation can be calculated better.
  • the measuring device has the temperature measuring device 23 for measuring a tissue temperature ⁇ in the measuring tissue region, which is transmitted to the computing device 16 via the control line ⁇ .
  • the measuring device is designed such that the measured tissue energy input can be detected and / or corrected as a function of the measured temperature .theta.
  • observation of the temperature can be used, for example, to deduce a suitable or unsuitable input of power or energy input, and also to what extent that
  • Tissue has reached a temperature sufficient for devitalization.
  • the final value w for the target tissue energy input into the target tissue area z Example by extrapolation or supported by empirical values extrapolation. Experience is also needed to be able to infer from the measurement tissue area to the target tissue area for possible energy losses.
  • the measuring device is therefore associated with the measuring device 17 for storing experimentally determined measurement series of measured values describing reference sample tissue. For the determination of the final value w then based on a general extrapolation the stored measurement series. For example, heat capacities or thermal conductivities allow conclusions about the coagulation behavior of the tissue to be treated.
  • Another (not shown here) measuring device which is also assigned to the control device 15, alternatively allows the measurement of the tissue to be treated.
  • the measured values characteristic of the tissue to be treated can be recorded directly in the storage device 17.
  • the tissue to be treated can be used directly for the scheduling described above, so that new end values w for the target tissue energy input (set values) result from tissue parameters that change during the coagulation.
  • the memory device 17 is likewise assigned the input unit 50, which is designed such that a user can enter the measured values and / or known tissue parameters describing a reference sample tissue for storage in the memory device 17.
  • the further measuring device described above is designed such that the measured values recorded on the tissue to be treated are automatically taken into the storage device 17.
  • a one-dimensional measurement (coagulation electrode 31 with a spaced measuring electrode 32), in particular of the voltage drop across the measuring tissue region 40, makes it possible to form the three-dimensional coagulation zone 41.
  • at least two measuring electrodes 32, 32 'on the electrosurgical unit should be used to reliably identify or determine at least one dimension of the coagulation zone 41 in two opposite directions, starting from the coagulation electrode 31 Instrument 30 may be arranged.
  • the measuring electrodes 32, 32 'and the coagulation electrode 31 are for this purpose, as shown in Fig.
  • the measuring electrode 32, 32 'on the electrosurgical instrument 30 is arranged to be movable in position. In this way, differently sized measuring tissue regions 40 or target tissue regions 41 can be measured with only one instrument.
  • the measuring electrode 32, 32 ' can be designed to be displaceable and latchable, or it can be moved to different locations in receiving areas.
  • measuring electrode 32, 32 ' is fixed to the electrosurgical instrument 30, different electrochemical instruments would have to be available for different sizes of the measuring tissue regions.
  • the HF surgical device 1 has the above-described current measuring device 21.
  • the measurement of the HF current makes it possible to determine a phase relationship between current and voltage, here for example with the aid of the control device 15.
  • the control device 15 At higher frequencies, in particular the influence of capacitive reactances of the biological tissue increases, but also the capacitances and inductances of the leads become high frequencies noticeable.
  • a more precise determination of the final value w for the target tissue energy input can be carried out by determining the phase relationship between voltage and current.
  • the HF surgical device 10 has the above-mentioned signal processing device 18, to which the switch-off signal c can be supplied via the control line C.
  • the signal processing device 18 is embodied such that it transmits the switch-off signal c to the optical and / or acoustic display 19 so that the switching off of the HF current due to the switch-off signal c can be displayed for the purpose of user operation.
  • a purely acoustic display indicates the user to the completion of the coagulation without 'this would have to follow a visual display.
  • a combination of optical and acoustic display is possible.
  • the optical display can be designed as a display and / or, for example, as a lamp.
  • the signal processing device 18 preferably has a memory device (not shown) which stores the switch-off signals, possibly together with various boundary conditions, of earlier surgical procedures.
  • the data can be displayed via the display that the surgeon can use experience from earlier treatments for an upcoming procedure.
  • the voltage drop across the measuring tissue region 40 can be provided as the measured value to be detected.
  • the invention is applicable to both coagulation and cutting operations.
  • the object according to the invention offers safe detection and monitoring of electrosurgical treatments.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine HF-Chirurgieeinrichtung zum Behandeln, insbesondere zum monopolaren Koagulieren biologischen Gewebes mittels eines HF-Stromes. Die HF- Chirurgieeinrichtung umfasst ein elektrochirurgisches Instrument mit einer Koagulationselektrode, sowie ein HF-Chirurgiegerät mit einem HF-Generator zum Erzeugen einer HF-Spannung und zum Zuführen des HF-Stromes zu der Koagulationselektrode des elektrochirurgischen Instruments und mit mindestens einer Steuerungseinrichtung zum Beenden des Koagulationsvorganges. Diese HF-Chirurgieeinrichtung ist dahin gehend weitergebildet, dass Koagulationsvorgänge und/oder Schneidvorgänge optimiert werden und auf einfachste Weise überwachbar sind. Dazu ist der Steuerungseinrichtung eine Messvorrichtung zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass sie mindestens einen einen Messgewebeenergieeintrag in einen definierten Messgewebebereich beschreibenden Messwert erfasst. Ferner ist der Steuerungseinrichtung eine Recheneinrichtung zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass sie den Messgewebeenergieeintrag in den definierten Messgewebebereich feststellt und dass sie einen für den Koagulationsvorgang vorgegebenen Endwert für einen Zielgewebeenergieeintrag in einen Zielgewebebereich ermittelt oder als gespeicherten Endwert übernimmt. Die Steuerungseinrichtung ist derart ausgebildet, dass sie den HF-Generator auf Basis des Endwertes derart steuert oder regelt, dass der erforderliche HF-Strom dem Zielgewebebereich zugeführt wird und dass sie dann, wenn der Zielgewebeenergieeintrag den Endwert erreicht, ein Abschaltsignal erzeugt.

Description

M/ERB-156-PC MB/BO/SL/eh
„HF-Chirurgieeinrichtung"
Beschreibung
Die Erfindung betrifft eine HF-Chirurgieeinrichtung nach dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.
Die Hochfrequenzchirurgie wird seit vielen Jahren sowohl in der Human- als auch in der Veterinärmedizin eingesetzt, um biologisches Gewebe zu koagulieren und/oder zu schneiden. Dabei wird mit Hilfe geeigneter elektrochirurgischer Instrumente hochfrequenter Strom durch das zu behandelnde Gewebe geleitet, so dass sich dieses aufgrund Eiweißkoagulation und Dehydratation verändert. Das Gewebe zieht sich dabei derart zusammen, dass die Gefäße verschlossen und Blutungen gestillt werden. Eine darauf folgende Erhöhung der Stromdichte bewirkt ein explosionsartiges Verdampfen der Gewebeflüssigkeit und ein Aufreißen der Zellmembranen, wobei das Gewebe vollständig durchtrennt wird.
Für die thermische Behandlung biologischen Gewebes werden sowohl bipolare, als auch monopolare Techniken angewendet. Bei monopolaren Anordnungen wird der von dem HF-Generator an das elektrochirurgische Instrument zugeführte HF-Strom in das zu behandelnde Gewebe über eine differente Elektrode appliziert, wobei der Strompfad durch den Körper eines Patienten bis zu einer indifferenten Neutralelektrode führt und von dort zurück zum HF-Generator. An der differenten Elektrode ist eine hohe Stromdichte pro Flächeneinheit zur Behandlung vorgesehen, während bei der indifferenten Elektrode die Stromdichte pro Flächeneinheit gegenüber der differenten Elektrode deutlich verringert ist. Dies lässt sich durch ein entsprechend großflächiges Auslegen der Neutralelektrode erreichen. Nur so ist gewährleistet, dass an dem Gewebe beim Übergang des Stromes. von dem Gewebe auf die Neutralelektrode keine Verletzungen, wie z. B. Verbrennungen auftreten. Immer mehr an Bedeutung gewinnen auch bipolare Instrumente, die mit zwei voneinander elektrisch isolierten Elektro denteilen ausgebildet sind. Der Stromweg zwischen den Elektrodenteilen ist damit kalkulierbar und verläuft nicht weite Strecken durch den Körper des Patienten. Damit reduziert sich die Beeinflussung von beispielsweise Herz- Schrittmachern oder sonstigen Geräten, die während der Operation an dem Patienten angeschlossen sind.
Die monopolare Technik bietet sich insbesondere für die interstitielle Koagulation an, wenn ein sich gleichförmig (z. B. radialsymmetrisch) über das zu behandelnde Gewebe, d. h. über das Zielgewebe ausbreitender HF-Strom für die Behandlung erforderlich ist. So können z. B. Tumoren oder Metastasen behandelt werden, indem das für die monopolare Koagulation geeignete elektro chirurgische Instrument in das zu behandelnden Gewebe, also beispielsweise in einen Tumor, eingebracht (eingestochen) und durch die Applikation des hochfrequenten Stromes, also durch die Koagulation, die Zerstörung des Tumors initiiert wird (Tumordevitalisierung).
Zur Durchführung einer Koagulation und/oder eines Schneidvorganges werden HF- Chirurgieeinrichtungen verwendet, die ein HF-Chirurgiegerät mit einem HF-Generator zur Erzeugung einer hochfrequenten Spannung und damit des hochfrequenten Wechsel- Stromes aufweisen, sowie Schalteinrichtungen und/oder Steuer- und' Regeleinrichtung zur Aktivierung bzw. Deaktivierung des HF-Generators.
Bei der monopolaren Koagulation, insbesondere bei der interstitiellen Koagulation, aber auch bei Schneidvorgängen, ist es mittels der vorbekannten HF-Chirurgieeinrichtungen bisher nicht möglich, die Größe einer Koagulationszone vorherzubestimmen bzw. einzuschätzen, da eine Koagulation in dieser Hinsicht nicht steuerbar ist. Vielmehr muss die Größe der zu erwartenden Koagulationszone aufgrund von Erfahrungswerten abgeschätzt und/oder durch bildgebende Verfahren überwacht werden.
Ein ausschließliches Arbeiten mit Erfahrungswerten bedingt jedoch, dass ein Sicherheitszuschlag bei der in das Gewebe einzubringenden Energiemenge berücksichtigt werden muss. Nur mit einem Überschuss an Energie — verbunden mit einer dadurch hervorgerufenen hohen Belastung eines das Zielgewebe umgebenden Gewebes — lässt sich das Risiko einer unvollständigen Koagulation und damit einer unvollständigen Devitalisierung des Zielgewebes vermeiden. Auch die Anwendung bildgebender Verfahren stellt keine zufriedenstellende Lösung dar. Zum einen sind die bildgebendenden Verfahren äußerst aufwändig und kostenintensiv, zum anderen lassen sie sich nicht grundsätzlich mit einer HF- Strom-Applikation einsetzen.
Der Erfindung Hegt daher die Aufgabe zu Grunde, eine HF-Chirurgieeinrichtung der eingangs genannten Art dahin gehend weiterzubilden, dass Koagulationsvorgänge und/oder Schneidvorgänge optimiert werden und auf einfachste Weise überwachbar sind.
Diese Aufgabe wird durch eine HF-Chirurgieeinrichtung nach Patentanspruch 1 gelöst.
Insbesondere wird die Aufgabe durch eine HF-Chirurgieeinrichtung zum Behandeln, insbesondere zum monopolaren Koagulieren biologischen Gewebes mittels eines HF- Stromes gelöst, wobei die HF-Chirurgieeinrichtung ein elektrochirurgisches Instrument mit einer Koagulationselektrode umfasst, sowie ein HF-Chirurgiegerät mit einem HF- Generator zum Erzeugen einer HF-Spannung und zum Zuführen des HF-Stromes zu der Koagulationselektrode des elektrochirurgischen Instruments und- mit mindestens einer Steuerungseinrichtung zum Beenden des Koagulationsvorganges. Der Steuerungseinrich- tung ist eine Messvorrichtung zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass sie mindestens einen einen Messgewebeenergieeintrag in einen definierten Messgewebebereich beschreibenden Messwert erfasst. Ferner ist der Steuerungseinrichtung eine Recheneinrichtung zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass sie den Messgewebeenergieeintrag in den definierten Messgewebebereich feststellt und dass sie einen für den Koagulations- Vorgang vorgegebenen Endwert für einen Zielgewebeenergieeintrag in einen Zielgewebebereich ermittelt und/oder als gespeicherten Endwert übernimmt. Die Steuerungseinrichtung ist derart ausgebildet, dass sie den HF-Generator auf Basis des Endwertes derart steuert oder regelt, dass der erforderliche HF-Strom dem Zielgewebebereich zugeführt wird und dass sie dann, wenn der Zielgewebeenergieeintrag den Endwert erreicht, ein Abschaltsignal erzeugt.
Im Folgenden wird der Gegenstand der Erfindung insbesondere anhand eines monopolaren Koagulationsvorganges beschrieben. Es sei jedoch angemerkt, dass sich der Gegen- stand grundsätzlich auch bei Schneidvorgängen, insbesondere mit der damit verbundenen Koagulation anwenden lässt. Die Erfindung bezieht sich ebenfalls auf bipolare Techniken.
Ein wesentlicher Punkt der Erfindung ist es, den für ein optimales Koagulations- und/oder Schneidergebnis erforderlichen HF-Strom in dem zu behandelnden Gewebe, dem Zielgewebebereich, zur Verfügung zu stellen, indem mindestens ein für den Messge- webeenergieeintrag in den Messgewebebereich charakteristischer Messwert gemessen und daraus ein Energieeintrag festgestellt wird, um darauf und/oder auf Erfahrungswerte basierend den HF-Generator derart zu steuern oder zu regeln, dass der für das optimale Koagulations- und/oder Schneidergebnis erforderliche Energieeintrag durch ein Angleichen des erfolgten Energieeintrags an den vorgegebenen, ggf. ermittelten Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in den Zielgewebebereich erreicht wird.
Die Unterscheidung zwischen Messgewebebereich und Zielgewebebereich, als dem letztendlich zu behandelnden Gewebe, verdeutlicht, dass prinzipiell in einem Bereich gemessen werden kann, der nicht dem zu behandelnden Gewebebereich entspricht. Dies vereinfacht die Messung, und die den Messwert aufnehmenden Bestandteile der Messvorrichtung können unabhängig von Ausmaßen des Zielgewebebereichs an dem zu behan- delnden Gewebe angesetzt werden. Da sich eine 'Vermessung' des Zielgewebebereichs als eher schwierig gestaltet, wird in der Regel eine Messung in dem Messgewebebereich durchgeführt. Insofern wird für nachfolgende Beschreibung eine Differenzierung beider Bereiche vorgenommen. Es sei jedoch darauf hingewiesen, dass grundsätzlich auch dann von einem Messgewebebereich gesprochen werden kann, wenn dieser dem Zielgewebebe- reich entspricht, denn dann ist der Zielgewebebereich der Messgewebebereich. In jedem Fall aber erfolgt die Messung im Gewebe, also nicht (unter Verfälschung durch Leitungsimpedanzen etc.) am Generator selbst.
Die Bestimmung des Energieeintrags in den Messgewebebereich (ggf. auch in den Ziel- gewebebereich) ist erforderlich, weil nicht vermeidbare Energieverluste, beispielsweise thermische Verluste über den Messgewebebereich bzw. den Zielgewebebereich umgebende Gewebebereiche (letztendlich bis zu einer indifferenten Elektrode hin) oder auch eine elektrische Verlustleistung, verursacht z. B. durch vagabundierende Ströme, kaum erfass- bar sind. Ein von einer über die Koagulationselektrode eingebrachter Gesamtenergieeintrag steht nämlich aufgrund dieser Verluste nicht vollständig für den Zielgewebebereich zur Verfügung. Die hier aufgezeigte Messvorrichtung stellt nun darauf ab, mindestens den Messgewebebereich zu 'vermessen', so dass letztendlich beurteilt werden kann, wie viel Energieeintrag für den Zielgewebebereich z. B. erhalten bleiben wird.
Es wird also ein Energieeintrag in den Messgewebebereich ermittelt, um daraus auf den erforderlichen Energieeintrag in den Zielgewebebereich zu schließen. Der erforderliche Energieeintrag in den Zielgewebebereich kann z. B. ermittelt werden, indem von dem bereits erfolgten Energieeintrag in den Messgewebebereich auf den erforderlichen Energieeintrag in den Zielgewebebereich 'hochgerechnet' wird (unter Berücksichtung der oben beschriebenen Verluste). Der Messwert dient also als Grundlage zur Bestimmung des erforderlichen Energieeintrags, wobei z. B. aufgrund des gemessenen Wertes darauf geschlossen werden kann, welche Energiemenge bereits im Zielgewebebereich gewirkt haben muss und welche Energiemenge durch umliegende Gewebebereiche verloren gegangen ist. Der Verlust muss bei der Ermittlung des erforderlichen Energie eintrage in den Zielgewebebereich ausgeglichen werden, ohne das Gewebe zusätzlich zu belasten. Der erforderliche Energie ein trag für den Zielgewebebereich kann aber auch 'von außen' vorgegeben werden, und auf Basis des gemessenen Wertes bzw. des erfolgten Energieein- träges in den Messgewebebereich kann dann der noch notwendige Energieeintrag für eine optimale Behandlung des Zielgewebebereichs aufgrund Steuerung oder Regelung des HF- Generators eingebracht werden. Vorzugsweise erfolgt die Ermittlung des erforderlichen Energieeintrags in den Zielgewebebereich basierend auf Erfahrungswerten, wobei die oben beschriebenen Verluste mit berücksichtigt werden.
Der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag ist im Prinzip vorgegeben, da er beispielsweise auf Erfahrungswerten beruht und/oder aus aktuellen Gewebeparametern ermittelt wird. Der Messgewebeenergieeintrag liefert also einen Istwert, der durch eine entsprechende Steuerung bzw. Regelung an den Endwert, also an einen Sollwert, an- zugleichen ist. Der Istwert des Messgewebeenergieeintrags steht mit dem gemessenen Wert in funktionellem Zusammenhang. Genauer heißt dies, dass sich aus einem Istwert der gemessenen Größe der Istwert für den Messgewebeenergieeintrag bestimmen lässt. Der Istwert für den Messgewebeenergieeintrag ist dann an den erforderlichen Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag anzugleichen. Dabei wird der HF-Generator und damit der HF-Strom derart gesteuert oder geregelt, dass der Istwert (also der Energieeintrag in den Messgewebebereiclα) dem ggf. sich ändernden Endwert folgt und zwar so lange, bis der für den optimalen Koagulationsvorgang erforderliche Endwert für den Zielgewebe- energieeintrag erreicht ist. Sobald der Endwert erreicht ist, erzeugt die Steuerungseinrich- tung ein Abschaltsignal, das ein Beenden des Koagulationsvorganges bewirkt oder ermöglicht. Es ist natürlich auch möglich, den Istwert anzuzeigen und die Steuerung / Abschaltung des Generators manuell vorzunehmen. Grundsätzlich ist es also auch möglich, die Steuerung / Abschaltung aufgrund Ermittlung des Messwertes und/oder den daraus ermittelbaren, bereits erfolgten Energieeintrag durchzuführen.
Grundsätzlich ließe sich der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag aus dem im Messgewebebereich gemessenen Wert bzw. aus den gemessenen Werten, z. B. durch Extrapolation, ermitteln. Das heißt, aus dem gemessenen Wert oder aus den gemessenen Werten soll hochgerechnet werden, welcher Energieeintrag für den Zielgewebebereich erforderlich ist. Dies ist insbesondere dann leicht möglich, wenn der Messgewebebereich dem Zielgewebebereich entspricht. Zur Präzisierung einer Stromregelung bietet es sich in der Praxis jedoch an, die Ermittlung des Endwertes zumindest zusätzlich unter Bezugnahme auf Erfahrungswerte durchzuführen, die z. B. die oben beschriebenen Verluste mit einbeziehen. Die Erfahrungswerte Hegen beispielsweise aus Experimenten oder aus früheren Eingriffen vor und berücksichtigen Gewebeparameter von bereits vermessenen, dem zu behandelnden Gewebe möglichst ähnlichen Gewebearten. Damit lassen sich Endwerte als Sollwerte vorgeben, an die der Energieeintrag in den Messgewebebereich als momentan vorliegender Istwert über die Stromregelung (-Steuerung) anzugleichen ist, um letztendlich den erforderlichen Energieeintrag in den Zielgewebebereich zu erhalten.
Letzteres ist insbesondere dann empfehlenswert, wenn sich der Messgewebebereich vom Zielgewebebereich unterscheidet.
Zur Bestimmung des Energieeintrags müssen u. a. der Strom durch den Messgewebebe- reich und die über dem Messgewebebereich abfallende Spannung bekannt sein. Der Strom durch den Messgewebebereich ist gleich dem Generatorstrom (Leckströme sind bei den zur Koagulation üblicherweise verwendeten Spannungen vernachlässigbar) und kann mit herkömmlicher Technik im Chirurgiegerät erfasst werden. Die Spannung über dem Messgewebebereich hingegen ist nicht ohne Weiteres verfügbar, denn sie unterscheidet sich aufgrund der oben beschriebenen Verluste von der Ausgangsspannung des Chirurgiegerätes um einen Spannungsabfall den der HF-Strom insbesondere in den 'anderen Strukturen' außerhalb des Messgewebebereichs bzw. Zielgewebebereichs zusätzlich verursacht. Dieser Spannungsabfall wird also z. B. durch einen Patientenwiderstand bewirkt, aber auch durch einen Übergangswiderstand, der zwischen der Koagulationselektrode und dem Zielgewebebereich (auch Messgewebebereich) auftritt. Der Begriff 'Patientenwiderstand' meint hier die 'anderen Strukturen', also das nicht zu behandelnde Gewebe, das zwischen dem definierten Zielgewebebereich und der Neutralelektrode als Strompfad zur Verfügung steht, sowie ggf. einen weiteren Übergangswiderstand zwischen diesem Gewebe und der am Patienten angebrachten Neutralelektrode.
Wird über die Messung von Spannung und Strom auf die in das Zielgewebe eingebrachte Leistung abgestellt, so kann es vorteilhaft sein, auch die Zeit, die zur Applikation der Leistung nötig ist, zu ermitteln, da dieser 'Energiezufiuss' zusammen mit den oben beschriebenen Verlusten durch das umhegende Gewebe (='Energieabfluss') über die Ausbildung des Temperaturgradienten entscheidet. Der Temperaturgradient wiederum ist entscheidend für die letztendlich interessierende Frage bis zu welcher Stelle im Gewebe eine für die Devitalisierung ausreichende Temperatur erreicht wird.
Im Falle der thermischen Devitalisierung durch den HF-Strom entspricht die Energiemenge der über die Zeit integrierten im Mess- bzw. Zielgewebebereich umgesetzten elektrischen Leistung.
In einer ersten bevorzugten Aus führ ungs form ist die Recheneinrichtung derart ausgebildet, dass der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in zeitlich definierten Abständen wiederholt neu ermittelt wird, so dass dieser entsprechend einem bestimmten zeitlichen Ablauf einer Zeitplanregelung vorgegeben wird. Die Zeitplanregelung ist z. B. dann erforderlich, wenn der zu behandelnde Gewebebereich während des Koagulationsvorgan- ges beobachtet und dessen Gewebeveränderungen berücksichtigt werden sollen bzw. wenn aus der Erfahrung bereits bekannt ist, dass der Sollwert einer ständigen Anpassung während der Koagulation bedarf. Die sich während der Koagulation verändernden Gewebeparameter bilden somit die Basis für den weiteren Koagulationsverlauf. Das heißt, der optimale Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag kann sich im Laufe der Koagulation derart verändern, dass eine wiederholte Neubestimmung des Endwertes, dem der Istwert folgen soll, erforderlich ist.
Die Zeitplanregelung kann alternativ derart vorgesehen sein, dass eine feste Zeitplanregelung vorab, beispielsweise auf Erfahrungswerte beruhend, vorgegeben wird, wobei der Koagulationsverlauf in dem zu behandelnden Gewebe z. B. unberücksichtigt bleibt. Das heißt, die Recheneinrichtung ist derart ausgebildet, dass der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag aus einem vorgegebenen Sollwertverlauf eingelesen wird. Auch bietet sich eine Kombination aktueller Gewebeparameter mit vorgegebenen Erfahrungswerten an, um einen optimalen Energieeintrag in das zu behandelnde Gewebe zu erzielen.
Eine Zeitplanregelung ermöglicht auf einfache Weise die Regelung des Leistungseintrags bzw. des Energieeintrags unter Berücksichtigung der Gewebeveränderungen oder 2u erwartender Gewebeveränderungen.
Vorzugsweise ist der Messgewebebereich kleiner als der Zielgewebebereich ausgebildet, so dass die zum 'Vermessen' des Messgewebebereichs erforderlichen Bestandteile der Messvorrichtung unabhängig von den Ausmaßen des Zielgewebebereichs in dem zu behandelnden Gewebe positioniert werden können. Die Ermittlung von Verlusten, die sich im Zielgewebebereich ergeben würden, könnten dann mit oben beschriebenen Erfahrungswerten festgestellt werden. Ist der Messgewebebereich mit dem Zielgewebebereich identisch, wird also unmittelbar der Zielgewebebereich vermessen, sind die Messwert aufnehmenden Bestandteile der Mess Vorrichtung exakt im Zielgewebebereich zu platzieren. Dies erfordert die Kenntnis der genauen Ausdehnung des Zielgewebebereichs, die z. B. über bildgebende Verfahren ermittelt werden kann.
Vorzugsweise umfasst die Messvorrichtung mindestens eine in einem definierten Abstand zur Koagulationselektrode angeordnete Messelektrode, die mit dem zu behandelnden Gewebe im Messgewebebereich in elektrisch leitenden Kontakt bringbar ist, sowie mindestens eine Spannungsmesseinrichtung zur Messung einer, unabhängig von etwaigen Leitungsverlusten oder dergleichen Verlusten, über dem Messgewebebereich abfallenden Spannung. So lässt sich z. B. eine in den Messgewebebereich eingebrachte Leistung aus den gemessenen Werten durch die Recheneinrichtung ermitteln, um daraus wieder auf den Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag zu schließen.
Die Messelektrode dient als Kontaktfläche für das zu behandelnde Gewebe, definiert somit, zusammen mit der Koagulationselektrode den Messgewebebereich, zumindest in einer Richtung, und liegt bereits im Strompfad hin zur Neutralelektrode. Zwischen Koagulationselektrode und Messelektrode ist die Spannungsmesseinrichtung derart geschaltet, dass der Spannungsabfall über diesem Messgewebebereich ermittelbar ist. Die Kontaktfläche ist also über eine Messleitung mit der Spannungsmesseinrichtung zwischen diesem Messpunkt und der Koagulationselektrode, also der stromeinspeisenden, aktiven Elektrode verbunden. Das heißt, zumindest der so erfassbare Spannungsabfall im Messgewebebereich dient somit als Grundlage zur Feststellung des Messgewebeenergieeintrags in den Messgewebebereich und ggf. zur Ermittlung des notwendigen Energieeintrags in den Zielgewebebereich, indem auf Basis des gemessenen Wertes auf den erforderlichen Energieeintrag in den Zielgewebebereich 'hochgerechnet' wird. Der Messgewebeenergie- eintrag kann aber auch einen bloßen Hinweis darauf geben, welche Energie noch in den Zielgewebebereich eingetragen werden muss, um den notwendigen Energie ein trag zu erreichen. Das heißt, der gemessene Wert bzw. der ermittelte Messgewebeenergieeintrag dienen beispielsweise als Vergleichswert. Der Wert des erforderlichen Energieeintrags in ' den Zielgewebebereich wird dann z. B. 'von außen' vorgegeben, wobei der Vergleichswert aufzeigt, wie viel Energie noch in den Zielgewebebereich eingetragen werden muss.
Bei dieser Aus führungs form lässt sich der durch das zu behandelnde Gewebe, also der durch den definierten Zielgewebebereich bestimmte Widerstand in einem Ersatzschaltbild als in Reihe mit dem oben beschriebenen Übergangswiderstand zwischen Koagulationselektrode und Zielgewebebereich und mit dem Patientenwiderstand geschaltet verstehen. Nachdem vorzugsweise im Messgewebebereich gemessen wird, der kleiner als der Zielgewebebereich ist, teilt sich der Widerstand des definierten Zielgewebebereichs auf in einen Widerstand des Messgewebebereichs und einen Restwiderstand, der aus dem übrigen Zielgewebebereich resultiert. Die Aus führungs form sieht vor, dass lediglich der durch den Koagulationsvorgang bedingte Spannungsabfall der Quellenspannung über dem Messgewebebereich erfasst wird, um daraus auf die eingebrachte Leistung und schließlich auf den erforderlichen Energieeintrag in den Zielgewebebereich zu schließen, was ein ■ besonders einfaches Messverfahren darstellt. Dies ist insofern möglich, als — wie bereits oben beschrieben — der entsprechende Strom im Chirurgiegerät erfassbar ist. Allerdings ist meist auch der Übergangswiderstand zu berücksichtigen. Ist der Übergangswiderstand entsprechend hoch und damit nicht vernachlässigbar, so muss in die Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag 2ur Korrektur der durch den Übergangswiderstand bedingte Spannungsabfall einfließen.
Wenn sichergestellt ist, dass beispielsweise durch Kühlung der Elektrode, durch kontaktvermittelnde, aus der Elektrode in das Gewebe strömende Fluide oder durch Anpassung der Elektrodenform (Anpressung) an das Gewebe, der Übergangswiderstand zwischen der Elektrode und dem Messgewebebereich gegenüber dem Messgewebewiderstand klein bleibt, so kann die Messung der Spannung über dem Messgewebebereich auf die Messung des Spitzenwertes beschränkt und auf die Ermittlung des Endwertes für den Energieeintrag verzichtet werden. Dabei wird ausgenutzt, dass mit fortschreitender Koagulation des definierten Messgewebebereichs dessen Widerstand ansteigt. Die Beschränkung auf die Messung des Spitzenwertes hat den Vorteil, dass der Aufwand für die Messeinrichtung insbesondere bei Verwendung nicht sinusförmiger Koagulationsspannungen erheblich vereinfacht wird.
Zur Messung des Spannungsabfalls über dem Messgewebebereich bzw. dem Zielgewebebereich ist es alternativ möglich, einen gesonderten Messstrom, beispielsweise über einen zusätzlichen Schaltkreis (z. B. einen Multiplexer) in den Messgewebebereich zu leiten, so dass ein durch diesen Messstrom verursachter Spannungsabfall über dem Messgewebebereich als Maß für die Impedanz des Messgewebes (und damit des Zielgewebes) messbar ist.
Vorzugsweise weist die Messvorrichtung ferner mindestens eine Strommesseinrichtung zur Messung des HF-Stromes in dem Messgewebebereich zur Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag durch die Recheneinrichtung auf. Wie bereits oben beschrieben, entspricht der Strom durch den Messgewebebereich dem Generatorstrom und kann mit herkömmlicher Technik im Chirurgiegerät erfasst werden. Zur Vermessung des Messgewebebereichs bietet sich ggf. eine zusätzliche Strommesseinrichtung an, um die Erfassung des in dem Messgewebebereich auftretenden Stromes zu erleichtern und fehlerhafte Berechnungen durch Verlustströme auszuschließen. Weiterhin können Leitungsverluste insbesondere durch kapazitive Kopplung zwischen den Leitungen durch die Bestimmung der Phasenverschiebung herausgerechnet werden.
In einer bevorzugten Aus führungs form weist die Mess Vorrichtung ferner mindestens eine erste Zeitmesseinrichtung zur Messung einer Dauer des Stromflusses in den Messgewebebereich zur Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag durch die Recheneinrichtung auf. Ferner ist es möglich, dass die Messvorrichtung mindestens eine zweite Zeitmesseinrichtung zur Messung einer Dauer des Messgewebeenergieeintrags in den Messgewebebereich aufweist, so dass der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in Abhängigkeit von der Dauer des Messgewebeenergieeintrags durch die Recheneinrichtung ermittelbar ist. Wie bereits oben beschrieben kann es vorteilhaft sein, auch die Zeit, die zur Applikation der Leistung nötig ist, zu ermitteln, insbesondere dann, wenn nicht auf eine bloße Bestimmung einer eingebrachten Arbeit abgestellt werden soll. So kann sich beispielsweise ein hoher Leistungseintrag in den Mess- und damit in den Zielgewebebereich über eine kürzere Zeitdauer auf den Koagulationsgrad des Gewebes ggf. anders auswirken, als ein niedrigerer Leistungseintrag über eine längere Zeitspanne, auch wenn bei beiden Leistungs eintragen die gleiche Arbeit verrichtet wird. Ein hoher Leistungseintrag über eine kurze Zeitdauer bewirkt möglicherweise einen zu starken Koagulationsgrad und damit eine unnötige Schädigung des zu behandelnden Gewebes oder gar des umliegenden Gewebes. Umgekehrt kann ein zu niedriger Leistungseintrag permanent einen ausreichenden Koagulationsgrad verhindern, auch wenn der Leistungseintrag über eine lange Zeitdauer stattfindet. Durch die Erfassung der Zeit, in der der Leistungseintrag stattfindet, kann daher der Koagulationsverlauf besser kalkuliert werden.
Gegebenenfalls bietet es sich an, die Koagulation intervallartig durchzuführen, wie dies beispielsweise bei einem Auftauvorgang mit Hilfe einer Mikrowelle vorgesehen ist. Das Gewebe wird also in kurzen Abständen erwärmt und überschüssige Wärme wird während .der Unterbrechung des Koagulationsvorganges für ein weiteres Koagulieren genutzt.
Wie bereits oben erwähnt, lässt sich der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in den Zielgewebebereich z. B. durch Extrapolation oder durch mit Erfahrungswerten unterstützte Extrapolation bestimmen. Erfahrungswerte werden auch benötigt, um von dem Messgewebebereich auf den Zielgewebebereich hinsichtlich möglicher Energieverluste schließen zu können. Die hierfür benötigten Erfahrungswerte liegen vorzugsweise für dem zu behandelnden Gewebe ähnliche Gewebearten bereits vor. Der Messvorrichtung ist daher eine Speichereinrichtung zur Speicherung experimentell ermittelter Messreihen von Vergleichsprobengewebe beschreibenden Messwerten zugeordnet, so dass für die Ermittlung des Endwertes des Zielgewebeenergieeintrags durch die Recheneinrichtung die gespeicherten Messreihen zugrunde legbar sind. Folglich kann auf einfache Weise auf die experimentell gewonnenen Erfahrungswerte von Gewebeeigenschaften zurückgegriffen werden, die letzten Endes das Koagulationsverhalten bestimmter Gewebearten wiedergeben, So lassen beispielsweise Wärmekapazitäten oder Wärmeleitfähigkeiten unter Berücksichtigung der Gewebeausmaße Rückschlüsse auf das Koagulationsverhalten des zu behandelnden Gewebes zu. Vorzugsweise sollten für entsprechende Eingriffe Messreihen verschiedenster Gewebearten zur Verfügung stehen, die z. B. in dem hier beschriebenen HF-Chirurgiegerät speicherbar sind. Damit können die experimentell gewonnenen Daten während eines Eingriffs in das Berechnungs- und Ermittlungsprozedere der oben beschriebenen Messvorrichtung und Recheneinrichtung einfließen. Die so genutzten Erfahrungswerte bieten für die Ermittlung des Endwertes eine höhere Präzision für den Koagulationsvorgang, als dies durch Verwendung der eingangs beschriebenen Erfahrungswerte, ohne Berücksichtigung der Messungen der Fall wäre.
Der Steuerungseinrichtung ist vorzugsweise eine weitere Messvorrichtung zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass das zu behandelnde Gewebe beschreibende Messwerte zu deren Aufnahme als Vergleichswerte in die Sp eicher einrichtung messbar sind. Damit lassen sich diese Messwerte aus dem zu behandelnden Gewebe vor oder auch während einer Operation, ggf. auch danach, aufnehmen und abspeichern und stehen auf diese
Weise für weitere Eingriffe zur Verfügung. Zudem kann das zu behandelnde Gewebe für die oben beschriebene Zeitplanregelung unmittelbar genutzt werden, so dass sich neue Endwerte für den Zielgewebeenergieeintrag (Sollwerte) aus sich während der Koagulation verändernden Gewebeparametern ergeben. Um die Aufnahme der Gewebeparameter zu ermöglichen, ist der Steuerungseinrichtung eine Eingabeeinheit zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass ein Anwender die ein Vergleichsprob engewebe beschreibenden Messwerte und/oder bekannte Gewebeparameter zur Speicherung in die Speichereinrichtung eingeben kann. Vorzugsweise ist die oben beschriebene weitere Messvorrichtung derart ausgebildet, dass die an dem zu behandelnden Gewebe erfassten Messwerte selbsttätig in die Speichervorrichtung aufgenommen werden.
Für eine Nachverfolgung der in den Messgewebebereich eingetragenen Wärmemenge kann sich die Beobachtung einer Temperaturänderung in dem Messgewebebereich als nützlich erweisen. Die Messvorrichtung weist dazu ferner mindestens eine Temperaturmes seinrichtung zur Messung einer Gewebetemperatur in dem Messgewebebereich auf. Die Messvorrichtung ist also derart ausgebildet, dass der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in Abhängigkeit der gemessenen Temperatur oder in Abhängigkeit der gemessenen Temperatur und der gespeicherten Messreihen durch die Recheneinrichtung ermittelbar und/oder korrigierbar ist. Je mehr Daten für die Ermittlung des Endwertes zur Verfügung stehen, desto genauer lässt sich der für die optimale Koagulation erforderliche Endwert für den Energieeintrag bestimmen. Insbesondere kann über die Beobachtung der Temperatur beispielsweise auf einen geeigneten bzw. ungeeigneten Leistungsein- trag geschlossen werden und auch darauf, inwieweit das Gewebe eine für die Devitalisierung ausreichende Temperatur erreicht hat. Bei Verwendung zweier Temperaturmesseinrichtungen ist es möglich, ein Temperaturgefälle im Messgewebebereich zu erfassen, um so den Koagulationsvorgang noch exakter nachvollziehen zu können.
Ferner ist es möglich, auf 'Verhältnisse' an der Koagulationselektrode zu schließen, beispielsweise darauf, ob die Elektrode noch ausreichend frei von Geweberückständen oder dergleichen Verunreinigungen ist. Nur so wäre nämlich eine ausreichende Stromeinbringung in das zu behandelnde Gewebe überhaupt noch gewährleistet. Eine abfallende Temperatur im Messgewebebereich würde also darauf schließen lassen, dass möglicher- weise die Stromeinbringung trotz aktiviertem HF-Generator reduziert ist.
Wenn ein Anstieg des Übergangswiderstandes zwischen Koagulationselektrode und Messgewebebereich bei zunehmendem Koagülationsgrad nicht verhindert werden kann (beispielsweise durch oben beschriebene Maßnahmen, wie Anpassung der Elektroden- form an das Gewebe), so muss dieser bei der Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag entsprechend berücksichtigt werden. Vorzugsweise weist die Messvorrichtung daher eine Einrichtung zur Messung dieses Übergangswiderstandes auf, so dass ein entsprechender Korrekturwert bei der Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag einbezogen werden kann.
Soll lediglich die Erfassung des Spannungsabfalls über dem Messgewebebereich als Grundlage für weitere Berechnungen dienen, so sollte diese Methode in der Praxis bevorzugt dann angewendet werden, wenn der Übergangswiderstand zwischen Elektrode und Messgewebe gering ist oder entsprechende Korrekturmaßnahmen vorgenommen werden können. Nur so lässt sich gewährleisten, dass der durch den Messgewebebereich bedingte Spannungsabfall richtig erfasst wird.
Eine bevorzugte Ausführungsform sieht vor, dass die Strommesseinrichtung derart ausgebildet ist, dass der erfasste Strom an die Steuerungseinrichtung übermittelbar ist, so dass diese eine Phasenbeziehung zwischen der Spannung und dem Strom als Korrekturwert ermittelt. Bei höheren Frequenzen nimmt insbesondere der Einfluss kapazitiver Blindwiderstände des biologischen Gewebes zu, aber auch Kapazitäten und Induktivitäten der Zuleitungen machen sich bei hohen Frequenzen bemerkbar. Der Einfluss von Kapazitäten und Induktivitäten bewirkt, eine Phasenverschiebung zwischen der HF-Generatorspannung und dem HF-Strom und damit auch zwischen der gemessenen HF-Spannung und dem HF-Strom. Insofern lässt sich über eine Strommessung zusätzlich zu der Span- nungsmessung die Phasenbeziehung zwischen Spannung und Strom ermitteln und so eine präzisere Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag durchführen.
Weiterhin ändert sich die Phasenverschiebung bei sich änderndem Widerstand im Zielgewebebereich durch die Koagulation des Gewebes. Somit können auch (ggf. zusätzlich) durch die Messung der Phasenverschiebung Daten für den hier interessierenden Messwert gewonnen werden.
Die Sp annungsmes seinrichtung, aber auch die Strommesseinrichtung sind in einer bevorzugten Aus führungs form als modulare Bausteine der HF-Chirurgieeinrichtung vorgese- hen. Damit lassen sich die Messeinrichtungen auf Dauer in das HF-Chirurgiegerät integrieren oder bei Bedarf auch zeitweise entfernen. Eine bevorzugte Aus führungs form sieht vor, dass die Steuerungseiruϊchtung derart ausgebildet ist, dass sie das Abschaltsignal an den HF-Generator übermittelt, so dass dieser abschaltet und somit den HF-Strom abschaltet. Damit wird eine besonders einfache und zuverlässige Ausgestaltung zur Deaktivierung der HF-Chirurgieeinrichtung realisiert.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist mindestens eine Signalverarbeitungseinrichtung vorgesehen, an die das Abschaltsignal zuführbar ist. Die Signalverarbeitungseinrichtung ist derart ausgebildet, dass mittels des Abschaltsignals eine optische und/oder akustische Anzeige derart ansteuerbar ist, dass das Abschalten des HF-Stromes aufgrund des Abschaltsignals zur Benutzerführung anzeigbar ist. Mit dieser Anzeige wird das Abschalten der HF-Chirurgieeinrichtung und damit die Beendigung des Koagulationsvorgangs signalisiert. Ein Benutzer kann den Koagulationsvorgang dann z. B. manuell beenden. Grundsätzlich ist es möglich, dass die Anzeige direkt von der Steuerungsein- richtung angesteuert wird.
Die optische Anzeige kann beispielsweise als Display ausgebildet sein, so dass über dieses auf das Abschalten des HF-Stromes hingedeutet wird. Die Signalverarbeitungseinrichtung weist vorzugsweise auch eine Speichereinrichtung auf, die die Abschaltsignale, ggf. samt diverser Randbedingungen früherer chirurgischer Eingriffe abspeichert. Diese Daten können dann über das Display ausgegeben werden. Mittels der angezeigten Erfahrungswerte ist es möglich, vorgefundene Gewebestrukturen hinsichtlich einer anstehenden Behandlung besser beurteilen zu können. Auch die Auswahl eines geeigneten elektrochi- rurgischen Instruments wird somit erleichtert. Die optische Anzeige kann beispielsweise auch lediglich in Form eine Lampe vorgesehen sein. Durch ein Aufleuchten der Lampe wird das Ende der Koagulation für den Benutzer signalisiert, ggf. auch das Abschalten des HF-Stromes. Eine rein akustische Anzeige weist den Benutzer auf die Beendigung der Koagulation hin, ohne dass dieser eine optische Anzeige verfolgen müsste. Auch eine Kombination von optischer und akustischer Anzeige ist möglich. . .
Vorteilhafterweise ist die Koagulationselektrode als Kugelelektrode ausgebildet. Diese eignet sich insbesondere für die interstitielle Koagulation, weil die Kugelelektrode eine im Wesentlichen radialsymmetrische Stromdichteverteilung in dem Zielgewebebereich initiiert, insbesondere bei homogenem Gewebe und wenn der Abstand von der Koagula- tionselektrode zur Neutralelektrode groß ist gegenüber der Ausdehnung des Mess- bzw. Zielgewebebereichs. Somit lässt eine eindimensionale Messung, z. B. des Spannungsabfalls über dem Messgewebebereich, auf die Ausgestaltung der dreidimensionalen Koagula- tionszone schließen.
Die Koagulationselektrode und die Messelektrode sind derart zueinander angeordnet, dass sie den Messgewebebereich hinsichtlich seiner Ausdehnung zumindest eindimensional in einer Richtung abgreifen. Das heißt, der Abstand zwischen der Koagulationse- lektrode und der Messelektrode entspricht der Größe des Messgewebebereichs zumindest in dieser einen Richtung. Würde man über den radialsymmetrisch ausgedehnten Messgewebebereich ein dreidimensionales Koordinatensystem legen, so entspräche dessen Nullpunkt einem Angriffspunkt der Koagulationselektrode an dem zu behandelnden Gewebe. Die Koagulationselektrode würde also im Nullpunkt des Koordinatensystems liegen, während die Messelektrode z. B. auf einer der Achsen des Koordinatensystems angeordnet wäre. Damit wird im Wesentlichen der Messgewebebereich in der einen Richtung vermessen, beispielsweise bei Erfassung des Spannungsabfalls über dem entsprechenden Gewebebereich.
Entspricht der Messgewebebereich dem Zielgewebebereich, dann wird die gewünschte Koagulationszone (bei radialsymmetrischer Ausdehnung) zumindest in einer Richtung abgegriffen. Dies ist beispielsweise dann möglich, wenn der Zielgewebebereich z. B. über bildgebende Verfahren vor dem eigentlichen Eingriff exakt festgelegt wird.
In einer bevorzugten Aus führungs form weist die Mess Vorrichtung zwei von der Koagulationselektrode mit einem definierten Abstand angeordnete Messelektroden auf, die mit dem zu behandelnden Gewebe in elektrisch leitenden Kontakt bringbar sind. Die Messelektroden sind dabei entlang einer Linie mit der Koagulationselektrode an dem elektro- chirurgischen Instrument angeordnet, wobei die Koagulationselektrode zwischen den Messelektroden angeordnet ist. In dem hypothetisch vorhandenen dreidimensionalen Koordinatensystem würde die Koagulationselektrode wieder in dessen Nullpunkt angeordnet sein, wobei der Nullpunkt wieder dem Angriffspunkt der Koagulationselektrode an dem Messgewebebereich entspricht. Die erste Messelektrode könnte dann z. B. auf einer positiven Achse, die zweite Elektrode auf der entsprechend negativen liegen. Somit wird der Messgewebebereich eindimensional in zwei Richtungen vermessen. Der Einsatz zweier Messelektroden bietet sich insbesondere bei unsymmetrischen Koagulationszonen an, hervorgerufen z. B. durch nichtkugelförmige Koagulationselektroden oder durch Änderungen der Gewebestruktur innerhalb des Messgewebebereichs. Die Erfassung eines Messwertes in dem Messgewebebereich, z. B. die Erfassung des Spannungsabfalls, erfolgt dann ggf. über zwei Spannungsmesseinrichtungen.
Vorzugsweise ist die Messelektrode an dem elektrochirurgischen Instrument ortsverän- derbar angeordnet. Damit lassen sich mit nur einem Instrument unterschiedlich große Messgewebebereich bzw. Zielgewebebereiche vermessen. Die Messelektrode kann dabei verschiebbar und einrastbar ausgebildet sein, oder aber sie ist an unterschiedlichen Stellen in Aufnahmeber eiche aufnehmbar.
Ist die Messelektrode an dem elektrochirurgischen Instrument festgelegt, müssten für unterschiedliche Größen der Messgewebebereiche verschiedene elektrochirurgische Instrumente zur Verfügung stehen.
Mit dieser Anordnung ist es nunmehr möglich, auf einfachste Weise den Koagulations- Vorgang zu optimieren und die für die Devitalisierung des Gewebes erforderliche Energie auf das benötigte Maß zu reduzieren.
Die vorangehende Beschreibung stellt in erster Linie auf die Erfassung eines Spannungsabfalls über dem Messgewebebereich ab, um so auf den erforderlichen Energieeintrag und damit auf die Größe der Koagulationszone zu schließen. Es ist alternativ jedoch auch möglich, den Widerstand bzw. die Widers tandsänderung des Messgewebebereichs (ggf. auch des Zielgewebebereichs) zu erfassen.
Weitere Aus führungs formen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen beschrieben, die anhand der Abbildungen näher erläutert werden. Hierbei zeigen - Fig. 1 ein funktionales Blockschaltbild, das eine Aus führungs form der erfindungsgemäßen HF-Chirurgieeinrichtung darstellt;
- Fig. 2 einen Ausschnitt aus dem funktionalen Blockschaltbild gemäß Fig. 1 in vereinfachter Darstellung und
- Fig. 3 ein Ersatzschaltbild, das die Funktionsweise der Anordnung gemäß der Fig.
1 und 2 mit Hilfe virtueller Bauteile beschreibt.
In der nachfolgenden Beschreibung werden für gleiche und gleich wirkende Teile dieselben Bezugsziffern verwendet.
Fig. 1 zeigt eine Aus führungs form der erfindungsgemäßen Vorrichtung. Dabei sind schematisch die für die Erläuterung der Erfindung wesentlichen Komponenten einer HF- Chirurgieeinrichtung 1, nämlich ein HF-Chirurgiegerät 10, ein monopolares elektrochi- rurgisches Instrument 30 und eine Neutralelektrode 33 gezeigt.
Bei monopolaren Anordnungen, wie in Fig. 1 gezeigt, wird ein von einem HF- Generator 11 an das elektro chirurgische Instrument 30 zugeführter HF-Strom in ein zu behandeln- des Gewebe über eine differente Elektrode, hier eine monopolare Koagulationselektrode 31, appliziert, wobei der Strompfad durch den Körper eines Patienten bis zu der indifferenten Neutralelektrode 33 führt.
Das HF-Chirurgiegerät 10 weist einen Eingangs ans chluss 12 zum Anschließen von Finger- und/oder Fußschalter aufweisenden Schalteinrichtungen auf. Über diese Schalteinrichtungen wird z. B. ein Aktivieren und/oder Deaktivieren des HF-Stromes ermöglicht. Die Schalteinrichtungen lassen sich hier vorzugsweise über eine Computeranordnung 50 realisieren. Ausgangs seitig sind an dem HF-Chirurgiegerät 10 ein erster Aus- gangsanschluss 13 und ein zweiter Ausgangsanschluss 14 vorgesehen, über die das mono- polare elektrochirurgische Instrument 30 mit der dazugehörigen Neutralelektrode 33 anschließbar sind. Gemäß Fig. 1 ist das eleküro chirurgische Instrument 30 mit einer kugelförmigen Koagulationselektrode 31 ausgebildet, wobei in einem definierten Abstand r zu der Koagulationselektrode 31 eine mit dem zu behandelnden Gewebe in elektrisch leitenden Kontakt bringbare Messelektrode 32 zum Abgreifen des Messgewebebereichs an dem elektrochi- rurgischen Instrument 30 angeordnet ist. Die Kugelelektrode 31 ist über den ersten
Ausgangsanschluss 13 mit dem HF-Generator 11 verbunden. Auch die Messelektrode 32 ist mit dem ersten Ausgangsanschluss 13 verbunden, wobei eine Spannungsmesseinrichtung 20 parallel zwischen die Koagulationselektrode 31 und die Messelektrode 32 geschaltet ist. Die Neutralelektrode 33 ist mit dem zweiten Ausgangsanschluss 14 verbunden, wobei in Reihe zwischen die Neutralelektrode 33 und den HF-Generator 11 eine Strom- mes seinrichtung 21- geschaltet ist. Sowohl die Spannungsmesseinrichtung 20, als auch die Strommesseinrichtung 21 sind hier im HF-Chirurgiegerät 10 integriert ausgebildet. Als modulare Bausteine lassen sich die Messeinrichtungen auf Dauer in das HF- Chirurgiegerät 10 integrieren oder bei Bedarf auch zeitweise entfernen.
Kernstück des HF-Chirurgiegerätes 10 ist der steuerbare HF-Generator 11 zum Erzeugen einer HF-Spannung und zum Zuführen des HF-Stromes zu der Koagulationselektrode 31 des elektrochirurgischen Instruments 30. Die Messelektrode 32, die Spannungsmesseinrichtung 20, die Strommesseinrichtung 21, eine Zeitmesseinrichtung 22 und eine Tempe- raturmes seinrichtung 23 bilden zusammen mit einer Recheneinrichtung 16 in diesem
Ausführungsbeispiel eine Messvorrichtung aus, wobei die Spannungsmesseinrichtung 20 und die Strommesseinrichtung 21 über Steuerungsleitungen U und I und die Temperaturmes seinrichtung 23 über eine Steuerungsleitung θ der Recheneinrichtung 16 zugeordnet sind. Die Zeitmesseinrichtung 22 ist in diesem Ausführungsbeispiel mit dem HF- Generator 11 verbunden und über eine Steuerungsleitung T ebenfalls der Recheneinrichtung 16 zugeordnet. Die Recheneinrichtung 16 ist über eine Steuerungsleitung W mit einer Steuerungseinrichtung 15 verbunden. Auch der HF-Generator 11 ist mit der Steuerungseinrichtung 15 über eine Steuerungsleitung C verbunden. Außerdem ist eine Signalverarbeitungseinrichtung 18 über eine Steuerungsleitung C mit der Steuerungseinrichtung 15 verbunden, wobei der Signalverarbeitungseinrichtung 18 eine Anzeige 19 zugeordnet ist. Fig. 2 zeigt einen Ausschnitt aus dem funktionalen Blockschaltbild gemäß Fig. 1 in vereinfachter Darstellung, wobei zusätzlich das zu behandelnde Gewebe abgebildet ist. Das elektrochirurgische Instrument 30 und das zu behandelnde Gewebe sind im Wesentlichen im Schnitt dargestellt. Die Koagulationselektrode 31 ist mit der Messelektrode 32 in das zu behandelnde Gewebe eingeführt, wobei die beiden Elektroden 31 und 32 zumindest in einer Richtung einen Messgewebebereich 40 definieren, der als Teilbereich eines Zielgewebebereichs 41 dargestellt ist. Der Zielgewebebereich 41 und damit auch der Messgewebebereich 40 liegen als das zu behandelnde Gewebe in einem sie umgebenden Gewebe 42, das wiederum einer möglichst geringen Stromeinwirkung ausgesetzt werden soll, jedoch als Strompfad bis hin zur Neutralelektrode 33 dient. Da die Koagulationselektrode 31 in dieser.Ausführungsform kugelförmig ausgebildet ist, ergibt sich aufgrund einer im Wesentlichen radialsymmetrischen Stromdichteverteilung eine im Wesentlichen radialsymmetrische Koagulationszone 41, insbesondere bei homogenem Gewebe und wenn der Abstand von der Koagulationselektrode 31 zur Neutralelektrode. 33 groß ist gegenüber der Ausdehnung des Mess- bzw. Zielgewebebereichs. Das monopolare elektrochirurgische Instrument 30 mit der Kugelelektrode 31 gemäß Fig. 1 ist z. B. für die interstitielle Devitalisierung von Tumor- oder Metastasengewebe vorgesehen. Beispielsweise bei der Behandlung eines Leber-Tumors wird die Elektrode in den Tumor eingestochen, um das umliegende Gewebe zu koagulieren.
Nachfolgend wird die Funktionsweise der erfindungsgemäßen HF-Chirurgieeinrichtung 1 beschrieben.
Die Koagulationselektrode 31 ist zusammen mit derMesselektrode 32 in das zu behan- delnde Gewebe eingebracht. Über die Koagulationselektrode 31 wird der hochfrequente Strom in das zu behandelnde Gewebe zugeführt. Die Stromdichte verteilt sich in diesem Falle im Wesentlichen radialsymmetrisch im Gewebe, da hier eine Kugelelektrode eingesetzt wird, und erfasst dabei auch die Messelektrode 32. Die Messvorrichtung ist dazu ausgebildet, dass sie mindestens einen einen über die Koagulationselektrode 31 bewirkten Energieeintrag in den Messgewebebereich 40 beschreibenden Messwert u, i, t, θ erfasst, um daraus auf mögliche Energieverluste zu schließen, die einen Gesamtenergieeintrag in das zu behandelnde Gewebe schmälern. Der zu erfassende Messwert kann z. B. als ein über dem Messgewebebereich 40 messbarer Spannungsabfall u erfasst werden, wobei der Spannungsabfall in dem zwischen der Koagulationselektrode 31 und der Messelektrode 32 liegenden Gewebe mit Hilfe der Messelektrode 32 und der mittels einer Messleitung parallel zwischen die Elektroden 31 und 32 geschalteten Spannungsmesseinrichtung 20 erfassbar ist. Die Messelektrode 32 dient also als Kontäktfiäche für das zu behandelnde Gewebe, grenzt somit den Messgewebebereich 40 ab und liegt bereits im Strompfad hin zur Neutralelektrode 33. Wenn der Strom i durch den Messgewebebereich 40, wie bereits oben beschrieben, mit herkömmlicher Technik im Chirurgiegerät erfasst werden kann, lässt sich über den Spannungsabfall u z. B. der Leistungseintrag in den Messgewebebereich 40 ermitteln. Das heißt, mittels der Messelektrode 32 wird der Spannungsabfall u im Messgewebebereich 40 gemessen (und über die Spannungsmesseinrichtung 20 angezeigt), wobei die Recheneinrichtung 16 daraus zusammen mit dem entsprechenden Stromwert z. B. den entsprechenden Leistungseintrag feststellt. Die Erfassung des Spannungsabfalls u über nur einem ausgewählten Bereich des Messgewebebereiches ist aufgrund der radialsymmetrischen Ausdehnung des Zielgewebebereichs 41 möglich. Über den Leistungsein- trag wiederum kann dann z. B. auf den für den Zielgewebebereich erforderlichen Energieeintrag geschlossen werden.
Es wird also über einen für den Messgewebeenergieeintrag charakteristischer Messwert — hier des Spannungsabfalls u — schließlich ein Energieeintrag festgestellt, um darauf und/oder auf Erfahrungswerte beruhend, den HF-Generator derart zu steuern oder zu regeln, dass der für das optimale Koagulationsergebnis erforderliche Energieeintrag in den Zielgewebebereich durch ein Angleichen des erfolgten Energieeintrags an den vorgegebenen, ggf. ermittelten Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag in den Zielgewebebereich erreicht wird.
Die Feststellung des Energieeintrags in den Messgewebebereich ist also erforderlich, weil nicht vermeidbare Energieverluste, beispielsweise thermische Verluste, über den Messgewebebereich bzw. den Zielgewebebereich umgebende Gewebebereiche (letztendlich bis zu einer indifferenten Elektrode hin) oder auch eine elektrische Verlustleistung, verur- sacht z. B.. durch vagabundierende Ströme, kaum erfassbar sind. Der von der Koagulationselektrode eingebrachte Gesamtenergieeintrag steht nämlich aufgrund dieser Verluste nicht vollständig für den Zielgewebebereich zur Verfügung. Die hier aufgezeigte Messvorrichtung stellt nun darauf ab, mindestens den Messgewebebereich zu 'vermessen', so dass letztendlich beurteilt werden kann, wie viel Energieeintrag für den Zielgewebebereich erhalten bleiben wird und für ein optimales Koagulationsergebnis z. B. noch nötig ist.
Fig. 3 zeigt ein Ersatzschaltbild, das den Strompfad bei der Behandlung eines Patienten mittels der monopolaren Koagulation und die im Strompfad liegenden Widerstände verdeutlicht, die neben dem Zielgewebebereich 41 die oben beschriebenen Verluste verursachen. Ein Widerstand R2 des Zielgewebebereichs 41 setzt sich zusammen aus einem Widerstand RM des Messgewebebereichs und einem Restwiderstand RR des übrigen Zielgewebebereichs. Die Widerstände RM und R2 sind als in Reihe mit einem Patientenwiderstand Rp geschaltet zu verstehen. Der Begriff 'Patientenwiderstand' meint hier das nicht zu behandelnde Gewebe, das zwischen dem Zielgewebebereich und der Neutralelektrode als Strompfad zur Verfügung steht, sowie ggf. einen weiteren Übergangswiderstand zwischen diesem Gewebe und der am Patienten angebrachten Neutralelektrode. Unter ungünstigen Koagulationsbedingungen ist bei der Ermittlung des Endwertes w für den Zielgewebeenergieeintrag auch ein Üb ergangswider stand Rϋ zwischen der Koagulationselektrode 31 und dem zu behandelnden Gewebe zu berücksichtigen, der für weitere Verluste aus dem Gesamtenergieeintrag verantwortlich ist. Dazu weist das HF- Chirurgiegerät 10 vorzugsweise eine hier nicht gezeigte Einrichtung zur Erfassung des Übergangswiderstandes R0 auf.
Die Erfassung des Messwertes in dem expliziten Messgewebebereich 40 (statt unmittelbar in.dem Zielgewebebereich 41) dient der Vereinfachung der Messung. Die Elektroden 31, 32 können so nämlich unabhängig von Ausmaßen des Zielgewebebereichs 41 in das zu behandelnde Gewebe eingeführt werden, d. h., Koagulationselektrode 31 und Messelektrode 32 müssen nicht derart zueinander beabstandet angeordnet werden, dass sie exakt den definierten Zielgewebebereich 41 erfassen. In einem Sonderfall entspricht der 'zu vermessende' Messgewebebereich 40 jedoch dem Zielgewebebereich 41, so dass der Energieeintrag ebenfalls dem Zielgewebeenergieeintrag entspricht.
Auf Basis des mindestens einen Messwertes u (und der damit erfassten Verluste) und z. B. anhand vorliegender Erfahrungswerte soll dann ein für ein optimales Koagulationsergebnis erforderlicher Sollwert bzw. Endwert w für den Zielgewebeenergieeintrag in den Zielgeweb ebereich 41 ermitteln werden. Die Recheneinrichtung 16 ist z. B. dazu ausgelegt, diesen Endwert w zu ermitteln. Das heißt, die Messvorrichtung ist immer derart ausgebildet, dass sie die erforderlichen Messwerte zur Berechnung bzw. Ermittlung des erfolgten und erforderlichen Energieeintrags, ggf. auf Erfahrungswerte beruhend, durch die Recheneinrichtung dieser zur Verfügung stellt. Der Endwert w für den Zielgewebeenergieeintrag ist im Prinzip vorgegeben, da er beispielsweise auf Erfahrungswerte beruht oder aus aktuellen Gewebeparametern ermittelt wird. Grundsätzlich ließe sich der Endwert für den Zielgewebeenergieeintrag aus dem im Messgewebebereich gemessenen Wert, hier der Spannung u und dem bekannten Strom i, z. B. durch Extrapolation, ermitteln. Dies wäre insbesondere dann möglich, wenn der Messgewebebereich dem Zielgewebebereich entspricht. Zur Präzisierung einer Stromregelung (bietet es sich in der Praxis jedoch an, die Ermittlung des Endwertes w zumindest zusätzlich unter Bezugnahme auf Erfahrungswerte durchzuführen. Die Erfahrungswerte liegen beispielsweise aus früheren Eingriffen vor und berücksichtigen bekannte Gewebeparameter. Damit lassen sich Endwerte w als Sollwerte vorgeben, an die der Energieeintrag in den Messgewebebereich 40 als momentan vorliegender Istwert über die Stromregelung (-Steuerung) anzugleichen ist, wobei der Messgewebeenergieeintrag mit einem Istwert der gemessenen Größe (woraus sich der Istwert des Messgewebeenergieeintrags ergibt) in funktionellem Zusammenhang steht. Letzteres ist insbesondere dann empfehlenswert, wenn sich der Messge- webebereich 40 vom Zielgewebebereich 41 unterscheidet.
Auf Grundlage des ermittelten und/oder vorgegebenen Endwertes w wird der erforderliche HF-Strom an das zu behandelnde Gewebe über die Koagulationselektrode 31 zugeführt und zwar so lange, bis der optimale Energieeintrag in das zu behandelnde Gewebe, d. h. der Endwert w, erreicht ist. Die Steuerungseinrichtung 15 erzeugt ein Abschaltsignal c, wenn der Endwert w erreicht ist, das anzeigt, dass der Koagulationsvorgang zu einem optimalen Zeitpunkt beendet ist. Im einfachsten Fall wird das Abschaltsignal erzeugt, wenn der gemessene Wert, also z. B. der Spannungsabfall, einen bestimmten — auf Erfahrungswerten beruhenden — Wert erreicht hat. Am einfachsten wird der HF-Generator 11 derart von der Steuerungseinrichtung 15 angesteuert, dass er aufgrund des Abschaltsignals c abschaltet. Die Erfassung bzw. Ermittlung des für eine optimale Koagulation erforderlichen Endwertes w für den Energie ein trag in den Zielgewebebereich 41, hier über den Messgewebebereich 40, ermöglicht eine präzise Behandlung des definierten Gewebes, wobei das umgebende Gewebe 42 maximal geschont wird.
Die Recheneinrichtung 16 ist vorzugsweise derart ausgebildet, dass der erforderliche Eήdwert w in zeitlich definierten Abständen wiederholt neu ermittelt wird. Der Endwert w wird so entsprechend einem festen zeitlichen Ablauf einer Zeitplanregelung vorgegeben. Die Zeitplanregelung ist z. B. dann erforderlich, wenn der zu behandelnde Gewebebereich während des Koagulationsvorganges beobachtet und dessen Gewebeveränderungen berücksichtigt werden sollen bzw. wenn aus der Erfahrung bereits bekannt ist, dass der Sollwert einer ständigen Anpassung während der Koagulation bedarf. Die sich während der Koagulation verändernden Gewebeparameter bilden somit die Basis für den weiteren Koagulationsverlauf. Das heißt, der optimale Endwert w für den Zielgewebeenergieeintrag kann sich im Laufe der Koagulation derart verändern, dass eine wiederholte Neubestimmung des Endwertes, dem der Istwert folgen soll, erforderlich ist.
Die Zeitplanregelung kann alternativ derart vorgesehen sein, dass eine feste Zeitplanregelung vorab, beispielsweise auf Erfahrungswerte beruhend, vorgegeben wird, wobei der Koagulationsverlauf in dem zu behandelnden Gewebe z. B. unberücksichtigt bleibt. Auch bietet sich eine Kombination aktueller Gewebeparameter mit vorgegebenen Erfahrungs- werten an, um einen optimalen Energieeintrag in das zu behandelnde Gewebe, also in den Zielgewebebereich, zu erzielen.
Eine Zeitplanregelung ermöglicht auf einfache Weise die Regelung des Leistungs eintrage und damit des Energieeintrags unter Berücksichtigung der Gewebeveränderungen oder zu erwartender Gewebeveränderungen.
Soll nicht nur die in das Gewebe eingebrachte Leistung ermittelt werden, sondern auch eine Zeitdauer t, über die der Leistungseintrag stattfindet, so kann die Zeitdauer t mit Hilfe der Zeitmesseinrichtung 22 erfasst werden. Im einfachsten Falle erfasst die Zeit- messeinrichtung 22 jeweilige Aktivierungsphasen des HF-Generators 11, also beispielsweise die Dauer der Stromzuführung in das zu behandelnde Gewebe. Damit ist festgelegt, wie lange der'HF-Strom dem zu behandelnden Gewebe zugeführt wurde, so dass sich der Messgewebeenergieeintrag in den Messgewebebereich 40 als über die Zeit eingebrachte Leistung und/oder Arbeit indirekt aus den gemessenen Werten (Strom, Spannung und Zeit) feststellen lässt (im Falle der thermischen Devitalisierung durch den HF-Strom entspricht die Energiemenge der über die Zeit integrierten im Mess- bzw. Zielgewebebereich umgesetzten elektrischen Leistung). Dazu führt die Zeitmesseinrichtung 22 über die Steuerungsleitung T die entsprechende Zeitdauer t der Recheneinrichtung 16 zu. Die Erfassung des zeitlichen Verlaufs des Energieeintrags ist insofern auch vorteilhaft, als damit unterschiedliche Leistungs eintrage mit unterschiedlichen Zeitverläufen berücksichtigt werden, auch wenn durch diese ggf. die gleiche Arbeit verrichtet wird. Es wird also auf die Höhe der Leistung in Abhängigkeit der Dauer des Eintrags abgestellt, so dass sich der Koagulationsverlauf besser kalkulieren lässt.
Für eine Nachverfolgung der in den Messgewebebereich 40 eingetragenen Wärmemenge kann sich die Beobachtung einer Temperaturänderung in dem Messgewebebereich 40 als nützlich erweisen. Die Messvorrichtung weist dazu die Temperaturmesseinrichtung 23 zur Messung einer Gewebetemperatur θ in dem Messgewebebereich auf, die über die Steuerleitung θ an die Recheneinrichtung 16 übermittelt wird. Dabei ist die Messvorrichtung derart ausgebildet, dass der Messgewebeenergieeintrag in Abhängigkeit der gemessenen Temperatur θ feststellbar und/oder korrigierbar ist. Insbesondere kann über die Beobachtung der Temperatur beispielsweise auf einen geeigneten bzw. ungeeigneten Leis- tungseintrag bzw. Energieeintrag geschlossen werden und auch darauf, inwieweit das
Gewebe eine für die Devitalisierung ausreichende Temperatur erreicht hat. Diese Daten erleichtern und präzisieren die Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag. Vorteilhaft ist die Verwendung von mindestens zwei Temperaturmes seinrichtungen, um ein Temperaturgefälle in dem zu behandelnden Gewebe nachvollziehen zu können.
Wie bereits erwähnt, lässt sich der Endwert w für den Zielgewebeenergieeintrag in den Zielgewebebereich z. B. durch Extrapolation oder durch mit Erfahrungswerten unterstützte Extrapolation bestimmen. Erfahrungswerte werden auch benötigt, um von dem Messgewebebereich auf den Zielgewebebereich hinsichtlich möglicher Energieverluste schließen zu können. Der Messvorrichtung ist daher die Sp eicher einrichtung 17 zur Speicherung von experimentell ermittelten Messreihen von Vergleichsprobengewebe beschreibenden Messwerten zugeordnet. Für die Ermittlung des Endwertes w werden dann neben einer allgemeinen Extrapolation die gespeicherten Messreihen zugrunde gelegt. So lassen beispielsweise Wärmekapazitäten oder Wärmeleitfähigkeiten Rückschlüsse auf das Koagulationsverhalten des zu behandelnden Gewebes zu.
Eine weitere (hier nicht gezeigte) Messvorrichtung, die ebenfalls der Steuerungseinrichtung 15 zugeordnet ist, ermöglicht alternativ die Vermessung des zu behandelnden Gewebes. Damit können die für das zu behandelnde Gewebe charakteristischen Messwerte unmittelbar in die Speichereinrichtung 17 aufgenommen werden. Zudem kann das zu behandelnde Gewebe für die oben beschriebene Zeitplanregelung unmittelbar genutzt werden, so dass sich neue Endwerte w für den Zielgewebeenergieeintrag (Sollwerte) aus sich während der Koagulation verändernden Gewebeparametern ergeben. Um die Aufnahme der Gewebeparameter zu ermöglichen, ist der Speichereinrichtung 17 ebenfalls die Eingabeeinheit 50 zugeordnet, welche derart ausgebildet ist, dass ein Anwender die ein Vergleichsprobengewebe beschreibenden Messwerte und/oder bekannte Gewebeparame- ter zur Speicherung in die Speichereinrichtung 17 eingeben kann. Vorzugsweise ist die oben beschriebene weitere Messvorrichtung derart ausgebildet, dass die an dem zu behandelnden Gewebe erfassten Messwerte selbsttätig in die Speichervorrichtung 17 aufgenommen werden.
Bei einer kugelförmigen Elektrode und damit einer radialsymmetrischen Koagulationszone 41 lässt eine eindimensionale Messung (Koagulationselektrode 31 mit beabstandeter Messelektrode 32), insbesondere des Spannungsabfalls über dem Messgewebebereich 40, auf die Ausgestaltung der dreidimensionalen Koagulationszone 41 schließen. Bei unsymmetrischen Koagulationszonen, wie sie beispielsweise durch nichtkugelförmige Koagula- tionselektroden entstehen können, sollten zur sicheren Erkennung bzw. Bestimmung mindestens einer Dimension der Koagulationszone 41, in zwei entgegengesetzten Richtungen, ausgehend von der Koagulationselektrode 31, mindestens zwei Messelektroden 32, 32' an dem elektrochirurgischen Instrument 30 angeordnet sein. Die Messelektroden 32, 32' und die Koagulationselektrode 31 sind dazu, wie in Fig. 2 gezeigt, entlang einer Linie ausgebildet, wobei die Koagulationselektrode 31 zwischen den Messelektroden 32, 32' angeordnet ist. Die Erfassung des Messwertes, hier des Spannungsabfalls u über dem Messgewebebereich 40 erfolgt dann ggf. über zwei Spannungsmesseinrichtungen. Vorzugsweise ist die Messelektrode 32, 32' an dern elektrochirurgisclien Instrument 30 ortsveränderbar angeordnet. Damit lassen sich mit nur einem Instrument unterschiedlich große Messgewebebereiche 40 bzw. Zielgewebebereiche 41 vermessen. Die Messelektrode 32, 32' kann dabei verschiebbar und einrastbar ausgebildet sein, oder aber sie ist an unterschiedlichen Stellen in Aufnahmebereiche aüfnehmbar.
Ist die Messelektrode 32, 32' an dem elektrochirurgischen Instrument 30 festgelegt, müssten für unterschiedliche Größen der Messgewebebereiche verschiedene elektrochi- rurgische Instrumente zur Verfügung stehen.
Wie in den Fig. 1 bis 3 gezeigt, weist die HF-Chirurgieeinrichtung 1 die oben bereits beschriebene Strommesseinrichtung 21 auf. Die Messung des HF-Stromes ermöglicht die Ermittlung einer Phasenbeziehung zwischen Strom und Spannung, hier beispielsweise mit Hilfe der Steuerungseinrichtung 15. Bei höheren Frequenzen nimmt insbesondere der Einfluss kapazitiver Blindwiderstände des biologischen Gewebes zu, aber auch Kapazitäten und Induktivitäten der Zuleitungen machen sich bei hohen Frequenzen bemerkbar. Insofern lässt sich über die Ermittlung der Phasenbeziehung zwischen Spannung und Strom eine präzisere Ermittlung des Endwertes w für den Zielgewebeenergieeintrag durchführen.
Gemäß Fig. 1 weist das HF-Chirurgiegerät 10 die oben bereits erwähnte Signalverarbeitungseinrichtung 18 auf, an die das Abschaltsignal c über die Steuerleitung C zuführbar ist. Die Signalverarbeitungseinrichtung 18 ist derart ausgebildet, dass sie das Abschaltsignal c der optischen und/oder akustischen Anzeige 19 übermittelt, so dass die Abschal- tung des HF-Stromes aufgrund des Abschaltsignals c zur Benutz erführung anzeigbar ist. Eine rein akustische Anzeige weist den Benutzer auf die Beendigung der Koagulation hin, ohne dass' dieser eine optische Anzeige verfolgen müsste. Auch eine Kombination von optischer und akustischer Anzeige ist möglich.
Die optische Anzeige kann als Display und/oder beispielsweise als Lampe ausgebildet sein. Die Signalverarbeitungseinrichtung 18 weist vorzugsweise eine Speichereinrichtung (nicht gezeigt) auf, die die Abschaltsignale, ggf. samt diverser Randbedingungen, früherer chirurgischer Eingriffe abspeichert. Die Daten sind über das Displa}^ 19 anzeigbar, so dass der Operateur für einen anstehenden Eingriff Erfahrungswerte der früheren Behandlungen nutzen kann.
Wie bereits beschrieben, kann als der zu erfassende Messwert die über dem Messgewebe- bereich 40 abfallende Spannung vorgesehen sein. Es ist jedoch auch möglich, den Widerstand bzw. die Widerstandsänderung des Messgewebebereichs 40 (ggf. des Zielgewebebereichs 41) während dessen Koagulation zu erfassen, um daraus einen Zusammenhang mit der zu erwartenden Größe der Koagulationszone zu ermitteln.
Die Erfindung ist sowohl für Koagulations- als auch für Schneidvorgänge anwendbar.
Insbesondere kann es von Vorteil sein, die mit den Schneidvorgängen auftretende Koagulationswirkung erfindungsgemäß zu erfassen. Auch bei bipolaren Anordnungen bietet der erfindungsgemäße Gegenstand die sichere Erfassung und Überwachung elektrochirurgi- s eher Behandlungen.
An dieser Stelle sei darauf hingewiesen, dass alle oben beschriebenen Teile für sich alleine gesehen und in jeder Kombination, insbesondere die in den Zeichnungen dargestellten Details als erfindungswesentlich beansprucht werden. Abänderungen hiervon sind dem Fachmann geläufig.
Bezugszeichenliste
1 HF-Chirurgieeinrichtung
10 HF-Chirurgiegerät 11 HF-Generator
12 Eingangsanschluss
13 Erster Ausgangsanschluss
14 Zweiter Ausgangsanschluss
15 Steuerungseinrichtung 16 Recheneinrichtung
17 Sp eicher einrichtung
18 Signalverarb eitungs einrichtung
19 Anzeige 20 Spannungsmesseinrichtung
21 Sti-ommesseinrichtung
22 Z eitmes s einrichtung
23 Temperaturmesseinrichtung
30 Elektrochirurgisches Instrument
31 Koagulationselektrode
32 Messelektrode
32' Messelektrode
33 Neutralelektrode
40 Messgewebebereich
41 Zielgewebebereich, Koagulations2one
42 Umliegendes Gewebe
50 Eingabeeinheit
r Radius des Messgewebebereichs/des Zielgewebebereichs, definierter
Abstand
U Steuerungsleitung
I Steuerungsleitung
T Steuerungsleitung θ Steuerungsleitung
W Steuerungsleitung
C, C Steuerungsleitung u Spannungsabfall, Spannung i Strom t Zeitdauer θ Temperatur w Ermittelter Endwert c Abschaltsignal
Rz Widerstand Zielgewebebereich RM Widerstand Messgewebebereich
RR Restwiderstand des Zielgewebebereichs
R0 Übergangswiderstand
R„ Widerstand Patient

Claims

Patentansprüche
1. HF-Chirurgieeinrichtung zum Behandeln, insbesondere zum monopolaren Koagu- lieren biologischen Gewebes mittels eines HF-Stromes, umfassend ein elektrochirurgisches Instrument (30) mit einer Koagulationselektrode (31) und ein HF-Chirurgiegerät (10) mit einem HF-Generator (11) zum Erzeugen einer HF-Spannung und zum Zu- führen des HF-Stromes zu der Koagulationselektrode (31) des elektrochi- rurgischen Instruments (30) und mindestens einer Steuerungseinrichtung (15) zum Beenden des Koagulationsvorganges, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass der Steuerungseinrichtung (15) Folgendes zugeordnet ist: eine Messvorrichtung, welche derart ausgebildet ist, dass sie mindestens einen einen Messgewebe- energieeintrag in einen definierten Messgewebebereich (40, 41) beschreibenden Messwert (u, i, t, θ) erfasst, - eine Recheneinrichtung (16), welche derart ausgebildet ist, dass sie den Messgewebeenergieeintrag in den definierten Messgewebebereich (40, 41) feststellt und dass sie einen für den Koagulationsvorgang vorgegebenen Endwert (w) für einen Zielgewebeenergieeintrag in einen Zielgewebebereich (41) ermittelt und/oder als gespeicherten Endwert (w) übernimmt, wobei die Steuerungseinrichtung (15) derart ausgebildet ist, dass sie den HF-Generator (11) auf Basis des Endwertes (w) derart steuert oder regelt, dass der erforderliche HF-Strom dem Zielgewebebereich (41) zugeführt wird, und dass sie dann, wenn der Zielgewebeenergieeintrag den Endwert (w) erreicht, ein Abschaltsignal (c) erzeugt.
2. HF- Chirurgieeinrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinrichtung (16) derart ausgebildet ist, dass der Endwert (w) für den Zielgewebeenergieeintrag in zeitlich definierten Abständen wiederholt neu ermittelt wird, so dass dieser entsprechend einem festen zeitlichen Ablauf einer Zeitplanregelung vorgegeben wird.
3. HF- Chirurgieeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, insbesondere nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinrichtung (16) derart ausgebildet ist, dass der Endwert (w) für den
Zielgewebeenergieeintrag aus einem vorgegebenen Sollwertverlauf eingelesen wird, so dass dieser entsprechend einem festen zeitlichen Ablauf einer Zeitplanregelung vorgegeben wird.
4. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Messgewebebereich (40) kleiner ist als der Zielgewebebereich (41).
5. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung mindestens eine in einem definierten Abstand (r) zur Koagulationselektrode (31) angeordnete Messelektrode (32) umfasst, die mit dem zu behandelnden Gewebe im Messgewebebereich (40, 41) in elektrisch leitenden Kontakt bringbar ist, sowie mindestens eine Spannungsmesseinrichtung (20) zur Messung einer, unabhängig von etwaigen Leitungsverlusten oder dergleichen Verlusten, über dem Messgewebebereich (40, 41) abfallenden Spannung (u), so dass eine in den Messgewebebereich (41) eingebrachte Leistung aus den gemessenen Werten zur Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag er- mittelbar ist.
6. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung ferner mindestens eine Strommesseinrichtung (21) zur
Messung des HF-Stromes in dem Messgewebebereich (40, 41) zur Ermittlung des Endwertes (w) für den Zielgewebeenergieeintrag aufweist.
7. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung ferner mindestens eine erste Zeitmesseinrichtung (22) zur Messung einer Dauer des Stromflusses in den Messgewebebereich (40, 41) zur Ermittlung des Endwertes für den Zielgewebeenergieeintrag aufweist.
8. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung mindestens eine zweite Zeitmesseinrichtung zur Messung einer Dauer des Mess- gewebeenergieeintrags in den Messgewebebereich (40, 41) aufweist, so dass der Endwert (w) für den Zielgewebeenergieeintrag in Abhängigkeit von der Dauer (t) des Messgewebeenergieeintrags ermittelbar ist.
9. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Messvorrichtung eine Speichereinrichtung (17) zur Speicherung experimentell ermittelter Messreihen von Vergleichsprobengewebe beschreibenden Messwerten zugeordnet ist, so dass für die Ermittlung des Endwertes (w) für den Zielgewebeenergieeintrag die gespeicherten Messreihen zugrunde gelegt werden.
10. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung derart ausgebildet ist, dass für die Ermittlung des Endwertes (w) Messreihen von Wärmekapazitäten und/oder Wärmeleitfähigkeiten zugrunde gelegt werden.
11. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Steuerungseinrichtung (15) eine weitere Messvorrichtung zugeordnet ist, welche derart ausgebildet ist, dass das zu behandelnde Gewebe beschreibende Messwerte zu deren Aufnahme als Vergleichswerte in die Speichereinrichtung (17) messbar sind.
12: HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Steuerungseinrichtung (15) eine Eingabeeinheit (50) zugeordnet ist, welche derart ausgebildet ist, dass ein Anwender die ein Vergleichsprobengewebe beschreibenden Messwerte und/oder bekannte Gewebeparameter zur Speicherung in die Speichereinrichtung (17) eingeben kann.
13. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung ferner mindestens eine Temperaturmesseinrichtung (23) zur Messung einer Gewebetempe- ratur (θ) in dem Messgewebebereich (40, 41) aufweist, so dass der Endwert (w) für den Zielgewebeenergieeintrag in Abhängigkeit von der gemessenen Temperatur (θ) oder in Abhängigkeit der gemessenen Temperatur (-9) und der gespeicherten Messreihen ermittelbar und/oder korrigierbar ist.
14. HF- Chirurgie einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Mes s Vorrichtung eine Einrichtung zur Messung eines Übergangswiderstandes zwischen der Koagulationselektrode (31) und dem Messgewebebereich (40, 41) zur Lieferung eines Korrekturwertes für die Ermittlung des Endwertes (w) für den Zielgewebeenergieeintrag aufweist.
15. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach einem der Ansprüche 6 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Strommesseinrichtung (21) derart ausgebildet ist, dass der erfasste Strom (i) an die Steuerungseinrichtung (15) übermittelbar ist, so dass diese eine Phasenbeziehung zwischen der Spannung (u) und dem Strom (i) als Korrekturwert ermittelt.
16. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach einem der Ansprüche 5 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Spannungsmesseinrichtung (20) als modularer Baustein der HF-Chirurgie- einrichtung (1) vorgesehen ist.
17. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach einem der Ansprüche 6 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die Strommesseinrichtung (21) als modularer Baustein der HF-Chirurgieeinrichtung
(1) vorgesehen ist.
18. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerungseinrichtung (15) derart ausgebildet ist, dass sie das Abschaltsignal (c) an den HF-Generator (11) übermittelt, so dass dieser abschaltet und so den HF- Strom abschaltet.
19. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eine Signalverarbeitungseinrichtung (18) vorgesehen ist, der das Abschaltsignal (c) zuführbar ist, wobei die Signalverarbeitungseinrichtung (18) derart ausgebildet ist, dass mittels des Abschaltsignals (c) eine optische und/oder akusti- sehe Anzeige (19) derart ansteuerbar ist, dass das Abschalten des HF-Stromes aufgrund des Abschaltsignals (c) zur Benutz erführung anzeigbar ist.
20. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Koagulationselektrode (31) als Kugelelektrode ausgebildet ist.
21. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messvorrichtung zwei von der Koagulationselektrode (31) mit einem definierten
Abstand (r) angeordnete Messelektroden (32, 32') aufweist, die mit dem zu behandelnden Gewebe in elektrisch leitenden Kontakt bringbar sind, wobei die Messelektroden (32, 32') entlang einer Linie mit der Koagulationselektrode (31) an dem elektrochirurgischen Instrument (30) angeordnet sind und wobei die Koagulationselektrode (31) zwischen den Messelektroden (32, 32') angeordnet ist.
22. HF- Chirurgieeinrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, insbesondere nach einem der Ansprüche 5 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass die Messelektrode (32, 32') an dem elektrochirurgischen Instrument (30) ortsveränderbar angeordnet ist.
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