DE202011100070U1

DE202011100070U1 - Elektrochirurgisches System mit verbesserter Temperaturmessung

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Publication number: DE202011100070U1
Application number: DE202011100070U
Authority: DE
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 2010-04-30
Filing date: 2011-04-29
Publication date: 2011-08-31
Anticipated expiration: 2021-04-30
Also published as: DE102011100019A1; GB2479969A8; GB201106425D0; US20110270242A1; US9579144B2; GB2479969A; US8696659B2; US20140155884A1; US9585711B2; GB2479969B; GB2543432A; GB2543432B; US20140155883A1

Abstract

Elektrochirurgisches System zum Behandeln von Gewebe an einem Zielort mit einer elektrochirurgischen Sonde, wobei die Sonde einen Schaft umfasst, der ein Distalende und ein Proximalende aufweist, wobei ein aktiver Elektrodenanschluss neben dem Distalende angeordnet ist, wobei das System Folgendes umfasst: eine hochfrequente Energieversorgung, um dem aktiven Elektrodenanschluss hochfrequente Energie zuzuführen, wobei die hochfrequente Energieversorgung mit dem aktiven Elektrodenanschluss und einer Rücklaufelektrode gekoppelt ist; ein Steuergerät zum Empfangen eines Temperatursignals von einem Temperatursensor, der in einem elektrisch leitfähigen Fluid positioniert ist, das sich am Zielort befindet, und wobei das elektrisch leitfähige Fluid einen Strompfad zwischen dem aktiven Elektrodenanschluss und der Rücklaufelektrode bereitstellt, und wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um automatisch die Zufuhr der hochfrequenten Energie an den aktiven Elektrodenanschluss während mindestens einer Unterbrechungsperiode zu unterbrechen, und wobei das Steuergerät ferner betriebsfähig ist, um das Temperatursignal während der mindestens einen Unterbrechungsperiode zu überwachen, und wobei das Steuergerät dazu geeignet ist,...

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft Systeme zum Temperaturmessen während elektrochirurgischen Eingriffen in einer Körperhöhle eines Patientenkörpers, wie etwa in einem Gelenk. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung Geräte zum Temperaturmessen eines elektrisch leitfähigen Fluids in einer Körperhöhle während einer Ablation, wie etwa in einer Gelenkhöhle, ohne wesentlich durch den chirurgischen Effekt beeinflusst zu werden, der an der aktiven Elektrode eingeleitet wird.
ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Das Gebiet der Elektrochirurgie umfasst eine gewisse Anzahl lose damit verbundener chirurgischer Techniken, welche die Anwendung elektrischer Energie, um die Struktur oder Integrität eines Patientengewebes zu ändern, gemeinsam haben. Elektrochirurgische Eingriffe funktionieren üblicherweise durch das Anlegen sehr hochfrequenter Ströme, um Gewebestrukturen zu zerschneiden oder zu abladieren, wobei der Vorgang monopolar oder bipolar sein kann. Monopolare Techniken beruhen auf einer getrennten Elektrode für den Rücklauf von RF-Strom, die von dem chirurgischen Ort entfernt am Körper des Patienten angeordnet ist, und wobei die chirurgische Vorrichtung nur einen einzigen Elektrodenpol definiert, der den chirurgischen Effekt bereitstellt. Bipolare Vorrichtungen umfassen beide Elektroden für das Anlegen von Strom zwischen ihren Oberflächen.
Elektrochirurgische Eingriffe und Techniken sind besonders vorteilhaft, da sie im Allgemeinen Patientenblutung und -trauma, die mit Schneidevorgängen verbunden sind, reduzieren. Zudem können elektrochirurgische Ablationseingriffe, bei denen eventuell Gewebeoberflächen und Gewebevolumen umgeformt werden, nicht durch andere Behandlungsmethoden nachgeahmt werden.
Die derzeitigen elektrochirurgischen Techniken, die zur Gewebeablation verwendet werden, leiden unter einer Unfähigkeit, die Nekrosetiefe in dem behandelten Gewebe zu steuern. Die meisten elektrochirurgischen Vorrichtungen beruhen auf der Erstellung eines elektrischen Bogens zwischen der Behandlungselektrode und dem abgeschnittenen oder abladierten Gewebe, um die gewünschte lokalisierte Erwärmung zu verursachen. Derartige Bögen schaffen jedoch häufig sehr hohe Temperaturen, die eine Nekrosetiefe von mehr als 500 μm, oft von mehr als 800 μm und manchmal von bis zu 1700 μm, verursachen. Die Unfähigkeit, eine derartige Nekrosetiefe zu steuern, ist ein wesentlicher Nachteil bei der Verwendung elektrochirurgischer Techniken für eine Gewebeablation, insbesondere bei arthroskopischen Eingriffe zum Abladieren und/oder Umformen von Faserknorpel, Gelenkknorpel, Meniskusgewebe und dergleichen.
Im Allgemeinen wird Radiofrequenz-(RF)Energie ausgiebig bei arthroskopischen Eingriffen verwendet, weil sie eine wirksame Resektion und Koagulation des Gewebes und einen relativ einfachen Zugriff auf die Zielgewebe durch ein Portal oder eine Kanüle hindurch bereitstellt. Ein typisches Phänomen, das mit der Verwendung von RF bei diesen Eingriffen verbunden ist, ist, dass die Ströme, die verwendet werden, um den chirurgischen Effekt herbeizuführen, zu einer Erwärmung des elektrisch leitfähigen Fluids führen können, das während des Eingriffs verwendet wird, um die Ablation bereitzustellen und/oder um den Behandlungsort auszuspülen. Wenn man die Temperatur dieses Fluids bis über einen Schwellentemperaturwert ansteigen ließe, könnte das erwärmte Fluid zu unerwünschter Nekrose oder einer Verletzung umgebender neuromuskulärer und/oder Weichgewebestrukturen führen.
Zu früheren Versuchen, diese schädlichen Auswirkungen zu mildern, gehörte entweder das Begrenzen der Leistungsabgabe des RF-Generators oder die Einfügung eines Absauglumens an der Distalspitze der elektrochirurgischen Vorrichtung, um ständig das betroffene Fluid von dem chirurgischen Ort zu entfernen und dadurch die Gesamttemperatur zu reduzieren. Diese Lösungen mögen wirksam sein, haben jedoch ihre Grenzen und ermöglichen keine direkte Rückmeldung basierend auf der tatsächlichen Temperatur des Fluids in der Gelenkhöhle. Ferner reduziert die Begrenzung der Leistungsabgabe des Generators die Frequenz des chirurgischen Effekts, was häufig aus klinischer Sicht nicht annehmbar ist. Auch die Einbeziehung eines Absauglumens, um das erhitzte Fluid entfernen zu können, reduziert die Leistung der elektrochirurgischen Vorrichtung.
Es wurden zahlreiche auf RF basierende Systeme auf dem Markt eingeführt, die von einem Temperatursensor (z. B. einem Thermoelement) Gebrauch machen, um die Gewebetemperatur an oder in der Nähe der Elektrode zu überwachen.
Die Temperatursensoren sind jedoch für elektrisches Rauschen anfällig. Das elektrische Rauschen kann aus einer Reihe von Quellen hervorgehen, umfassend beispielsweise (1) Hochfrequenz-Rauschen, das an der elektrischen Schaltung vorliegt, die verwendet wird, um die kleinen Spannungen zu messen, die von dem Temperatursensor, nämlich einem Thermoelement, induziert werden, oder (2) Widerstandsheizen der Thermoelement-Verbindungsstelle, das sich aus der Zufuhr der ablativen Energie an das Gewebe ergibt.
Ein Filtern des gemessenen Signals, um die hochfrequenten Komponenten zu verwerfen, kann im Allgemeinen das oben beschriebene hochfrequente Rauschen entfernen. Der Fehler, der sich aus dem Widerstandsheizen der Thermoelement-Verbindungsstelle ergibt, ist jedoch ein physikalisches Phänomen, das durch Filtern nicht gemindert werden kann. Ein verbessertes System und Verfahren zum genauen Überwachen der Temperatur des Fluids ist weiterhin erwünscht.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Während der elektrochirurgischen Ablation von Gewebe, bei der eine elektrochirurgische Sonde, die einen Temperatursensor umfasst, in ein elektrisch leitfähiges Fluid im Bereich des Zielgewebes positioniert wird, ist ein Steuergerät betriebsfähig, um ein Temperatursignal von dem Temperatursensor zu empfangen, der in dem elektrisch leitfähigen Fluid positioniert ist. Das Steuergerät ist ferner betriebsfähig, um automatisch die Zufuhr der Hochfrequenzenergie an den aktiven Elektrodenanschluss der Sonde über eine oder mehrere Unterbrechungsperioden hinweg zu unterbrechen oder zu reduzieren. Das Steuergerät überwacht das Temperatursignal während der Unterbrechungsperioden. Die Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids am Zielort wird von dem Steuergerät basierend auf dem überwachten Temperatursignal berechnet oder geschätzt. Während der Unterbrechungsperiode und während die Energie unterbrochen oder im Wesentlichen verringert wird, stabilisiert sich das Temperatursignal und verbessert dadurch die Temperaturmessung.
Die Dauer der Unterbrechungsperiode kann fest sein oder variieren und auf der Rückmeldung von dem Eingriff basieren. Bei einer Ausführungsform dauert die Unterbrechungsperiode an, bis die Temperaturänderung geringer als ein Schwellenwert ist. Bei einer anderen Ausführungsform wird die Unterbrechungsperiode auf einen Wert festgelegt, der gleich oder größer als 250 ms ist.
Bei einer anderen Ausführungsform ist das Steuergerät betriebsfähig, um die Zufuhr hochfrequenter Energie über eine Vielzahl von Unterbrechungsperioden zu unterbrechen. Die Vielzahl von Unterbrechungsperioden wird durch das Steuergerät gemäß einer Unterbrechungsfrequenz (F) bestimmt, die gleich der Anzahl von Unterbrechungsperioden pro Sekunde ist. Die Unterbrechungsfrequenz (F) kann vom Steuergerät unter Verwendung einer oder mehrerer Techniken oder eines oder mehrerer Algorithmen berechnet oder eingestellt werden. Bei einer Ausführungsform ist das Steuergerät dazu geeignet, eine Eingabe zu empfangen, die einem chirurgischen Eingriff entspricht, und die Unterbrechungsfrequenz (F) wird basierend auf der Eingabe bestimmt. Bei einer anderen Ausführungsform basiert die Unterbrechungsfrequenz (F) auf einer Leistungsabgabe. Bei einer anderen Ausführungsform basiert die Unterbrechungsfrequenz (F) auf der gemessenen Temperatur und wird erhöht, wenn die gemessene Temperatur eine Schwellentemperatur erreicht. Typischerweise liegt die Frequenz (F) der Temperaturüberwachungsperioden zwischen 1/3 und 2.
Bei einer anderen Ausführungsform umfasst das Steuergerät ein Mittel zum abnehmbaren und elektrischen Koppeln mit der elektrochirurgischen Sonde. Dieses kann als Eingangsstecker oder Buchse vorliegen. Bei einer anderen Ausführungsform umfasst das Steuergerät einen Mikroprozessor zum Steuern der Energieversorgung und einen Analog/Digital-Wandler zum Konvertieren des Temperatursignals in ein Digitalsignal, das von dem Mikroprozessor lesbar ist.
Bei einer anderen Ausführungsform umfasst das System die elektrochirurgische Sonde, und die Sonde umfasst ein oder mehrere Fluidzufuhr- und/oder Fluidansaugelemente. Das Fluidzufuhrelement leitet das Fluid zum Zielort. Das Fluidzufuhrelement ist mit einer Pumpe gekoppelt, die betriebsfähig ist, um den Fluidzufluss zum Zielort zu steuern. Das Steuergerät ist betriebsfähig, um die Pumpe und den Fluidzufluss zu steuern, um die Temperatur des Fluids unter einem vorherbestimmten Pegel zu halten. Das System kann auch ein Fluidansauglumen umfassen, wobei das Fluidansauglumen ein Bestandteil der elektrochirurgischen Sonde ist.
Bei einer anderen Ausführungsform umfasst ein Verfahren zum Abladieren von Gewebe an einem Zielort das Positionieren eines Distalendes eines elektrochirurgischen Instruments neben dem zu behandelnden Gewebe. Hochfrequente Energie wird an das Instrument angelegt. Das Verfahren umfasst ferner das Erfassen einer Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids in der Nähe des Gewebes und das automatische Anpassen oder Unterbrechen des Schritts des Anlegens der hochfrequenten Energie, während die Temperatur weiter erfasst wird. Das Anpassen der Energiezufuhr kann beispielsweise dadurch ausgeführt werden, dass im Wesentlichen die Zufuhr von Energie verringert oder unterbrochen wird.
Bei dem Schritt des Unterbrechens des Anlegens hochfrequenter Energie kann die Dauer der Unterbrechungsperiode festgelegt sein, variieren oder auf der Rückmeldung von dem Eingriff basieren. Bei einer Ausführungsform dauert die Unterbrechungsperiode an, bis die Temperaturänderung geringer als ein Schwellenwert ist. Bei einer anderen Ausführungsform ist die Unterbrechungsperiode auf einen Wert festgelegt, der gleich oder größer als 250 ms ist.
Bei einer anderen Ausführungsform umfasst der Schritt des Unterbrechens das Unterbrechen des Schrittes des Anlegens über eine Vielzahl von Unterbrechungsperioden hinweg gemäß einer Unterbrechungsfrequenz (F). Die Unterbrechungsfrequenz (F) ist mindestens 1 Periode alle 3 Sekunden und geringer als 2 Perioden pro Sekunde.
Bei einer anderen Ausführungsform wird die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf der Leistungsabgabe bestimmt. Bei einer anderen Ausführungsform wird die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf dem Empfang einer Eingabe einer Art des auszuführenden chirurgischen Eingriffs bestimmt. Bei einer anderen Ausführungsform wird die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf der Erfassung der Temperatur bestimmt, und die Unterbrechungsfrequenz (F) wird erhöht, sobald die Temperatur eine Schwellengrenze erreicht.
Bei einer anderen Ausführungsform bildet der Schritt des Anlegens ein Plasma in der Nähe des aktiven Elektrodenanschlusses der elektrochirurgischen Sonde, wodurch die Ablation des Weichgewebes verursacht wird.
Die Beschreibung, die Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der nachstehenden ausführlichen Beschreibung zusammen mit den beilegenden Zeichnungen hervorgehen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Es zeigen:
1 eine perspektivische Ansicht des elektrochirurgischen Systems, das eine elektrochirurgische Sonde und eine elektrochirurgische Energieversorgung umfasst.
2 eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde gemäß den vorliegenden Ausführungsformen.
3 eine Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Sonde aus 2.
4A eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform der aktiven Elektrode für die Sonde aus 1 und 2.
4B eine Detailansicht der Distalspitze der elektrochirurgischen Sonde aus 1 und 2, welche die aktive Untersuchungselektrode aus 4A umfasst.
5 eine Detailansicht, die eine Gewebeablation abbildet.
6A eine seitliche Teilansicht im Querschnitt eines Temperatursensors, der an dem Schaft einer elektrochirurgischen Sonde entlang, proximal zur Elektrodenanordnung, positioniert ist.
6B eine seitliche Detailansicht im Querschnitt eines Temperatursensors, der durch einen Klebstoff isoliert ist.
7 eine Seitenansicht einer anderen Variante, bei der mehrere Temperatursensoren um den Schaft einer elektrochirurgischen Sonde proximal zur Elektrodenanordnung positioniert werden können.
8 eine Seitenansicht noch einer anderen Variante, bei der ein Temperatursensor an dem Schaft einer elektrochirurgischen Sonde entlang integriert werden kann.
9 eine Seitenansicht noch einer anderen Variante, bei der ein Temperatursensor in einem Fluidlumen einer elektrochirurgischen Sonde positioniert werden kann, um die Fluidtemperatur aus unmittelbarer Nähe der aktiven Elektrode entfernt zu erfassen.
10 eine schematische Darstellung eines Mikrocontrollers innerhalb des Steuergeräts, das mit dem Temperatursensor gekoppelt ist.
11 eine erläuternde Grafik, die zeigt, wie der Mikrocontroller programmiert werden kann, um Behandlungszeit und Temperatur zu vergleichen.
12 eine erläuternde Grafik, die zeigt, wie der Mikrocontroller programmiert werden kann, um einen Alarm auf einer ersten Temperaturschwelle anzugeben und um weitere Energiezufuhr zu unterlassen, nachdem die Temperatur eine zweite Temperaturschwelle erreicht hat.
13 eine schematische Darstellung eines Mikrocontrollers und einer Fluidpumpe, die verwendet werden können, um den Zufluss oder Abfluss von Fluiden durch eine elektrochirurgische Sonde zu steuern, um die Temperatur zu steuern.
14A eine erläuternde Grafik, die den gemessenen Temperaturanstieg und -abstieg zeigt, in dem Maße, wie der Durchfluss des Fluids geändert wird.
14B eine erläuternde Grafik, die Steigerungen des Durchflusses basierend auf der erfassten Temperatur zeigt.
15 eine erläuternde Grafik, welche die Energieabgabe gegenüber der Zeit zeigt.
16 eine erläuternde Grafik, welche die Temperatur gegenüber der Zeit zeigt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Bevor die vorliegende Erfindung ausführlich beschrieben wird, versteht es sich, dass diese Erfindung nicht auf bestimmte hier dargelegte Varianten beschränkt ist, da diverse Änderungen oder Modifikationen an der beschriebenen Erfindung vorgenommen werden können und Äquivalente eingesetzt werden können, ohne Geist und Umfang der Erfindung zu verlassen. Wie es für den Fachmann nach dem Durchlesen der vorliegenden Offenbarung ersichtlich sein wird, weist jede der einzelnen hier beschriebenen und abgebildeten Ausführungsformen diskrete Bauteile und Merkmale auf, die ohne Weiteres von den Merkmalen jeder der mehreren anderen Ausführungsformen getrennt oder damit kombiniert werden können, ohne Umfang oder Geist der vorliegenden Erfindung zu verlassen. Zudem können zahlreiche Modifikationen vorgenommen werden, um eine bestimmte Situation, ein bestimmtes Material, eine bestimmte Stoffzusammensetzung, einen bestimmten Prozess, einen oder mehrere bestimmte Prozessvorgänge oder Prozessschritte dem oder den Ziel(en), dem Geist oder dem Umfang der vorliegenden Erfindung anzupassen. Alle derartigen Modifikationen sind dazu gedacht, in den Umfang der hier formulierten Ansprüche zu fallen.
Die hier erwähnten Verfahren können in jeder beliebigen Reihenfolge der erwähnten Ereignisse, die logisch möglich ist, sowie in der erwähnten Reihenfolge der Ereignisse ausgeführt werden. Ferner versteht es sich, dass wenn ein Wertebereich bereitgestellt wird, jeder vorkommende Wert zwischen der oberen und unteren Grenze dieses Bereichs und jedem anderen angegebenen oder vorkommenden Wert in diesem angegebenen Bereich in der Erfindung inbegriffen ist. Es wird ebenfalls in Betracht gezogen, dass alle optionalen Merkmale der beschriebenen erfindungsgemäßen Varianten unabhängig oder in Kombination mit einem oder mehreren der hier beschriebenen Merkmale dargelegt und beansprucht werden können.
Alle hier erwähnten bestehenden Inhalte (z. B. Veröffentlichungen, Patente, Patentanmeldungen und Hardware) werden hiermit in vollem Umfang zur Bezugnahme übernommen, außer falls die Inhalte sich mit der vorliegenden Erfindung in Konflikt befinden (in diesem Fall ist die vorliegende Erfindung vorrangig). Die referenzierten Elemente werden allein für ihre Offenbarung vor dem Einreichungstag der vorliegenden Anmeldung bereitgestellt. Nichts hierin ist als Zugeständnis auszulegen, dass die vorliegende Erfindung nicht dazu berechtigt ist, derartige Inhalte kraft einer vorhergehenden Erfindung vorwegzunehmen.
Eine Bezugnahme auf ein einzelnes Element umfasst die Möglichkeit, dass mehrere der gleichen Elemente vorhanden sind. Insbesondere umfassen die Einzahlformen „einer”, „eine”, „ein” und „der”, „die”, „das”, wie sie hier und in den beigefügten Ansprüchen verwendet werden, Mehrzahlbezugnahmen, falls der Zusammenhang nicht eindeutig Anderes bestimmt. Es ist ferner zu beachten, dass die Ansprüche aufgesetzt werden können, um ein eventuelles optionales Element auszuschließen. Somit ist diese Angabe dazu gedacht, als vorrangige Grundlage zur Verwendung solch ausschließlicher Ausdrücke wie „einzig”, „nur” und dergleichen in Verbindung mit dem Vortrag von Anspruchselementen oder zur Verwendung einer „negativen” Einschränkung zu dienen. Letztlich versteht es sich, dass falls nicht anderweitig definiert, alle hier verwendeten technischen und wissenschaftlichen Begriffe die gleiche Bedeutung haben, wie sie gewöhnlich von einem Fachmann auf dem Gebiet, zu dem die Erfindung gehört, verstanden wird.
Die Behandlungsvorrichtung der vorliegenden Erfindung kann diverse Konfigurationen aufweisen. Eine Variante der Vorrichtung verwendet jedoch eine Behandlungsvorrichtung, welche die Coblation^®-Technologie verwendet.
Der Rechtsnachfolger der vorliegenden Erfindung hat die Coblation^®-Technologie entwickelt. Die Coblation^®-Technologie umfasst die Anwendung eines hochfrequenten Spannungsunterschieds zwischen einer oder mehreren aktiven Elektroden und einer oder mehreren Rücklaufelektroden, um hohe elektrische Feldstärken in der Nähe des Zielgewebes zu entwickeln. Die hohen elektrischen Feldstärken können erzeugt werden, indem eine Hochfrequenzspannung angelegt wird, die ausreicht, um ein elektrisch leitfähiges Fluid über mindestens einen Teil der aktiven Elektrode(n) in dem Bereich zwischen der Spitze der aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe verdunsten zu lassen. Das elektrisch leitfähige Fluid kann eine Flüssigkeit oder ein Gas, wie etwa eine isotonische Kochsalzlösung, Blut, ein extrazelluläres oder intrazelluläres Fluid, das dem Zielort zugeführt wird oder sich bereits dort befindet, oder ein zähflüssiges Fluid, wie etwa ein Gel, das am Zielort aufgetragen wird, sein.
Wenn das leitfähige Fluid genug erwärmt ist, damit die Atome schneller von der Oberfläche verdunsten als sie wieder kondensieren, bildet sich ein Gas. Wenn das Gas genug erwärmt ist, damit die Atome zusammenstoßen, was eine Freisetzung von Elektronen in dem Prozess verursacht, bildet sich ein ionisiertes Gas oder Plasma (der so genannte „vierte Aggregatzustand”). Allgemein gesehen können Plasmen durch das Erwärmen eines Gases und das Ionisieren des Gases gebildet werden, indem ein elektrischer Strom hindurch geschickt wird oder indem Radiowellen in das Gas gestrahlt werden. Diese Verfahren der Plasmabildung ergeben Energie, um Elektronen direkt in das Plasma freizugeben, und Elektronen/Atom-Zusammenstöße setzen dann weitere Elektronen frei und der Prozess erfolgt dann kaskadierend, bis der gewünschte Ionisationsgrad erreicht ist. Eine weiterführende Beschreibung von Plasma ist in der Veröffentlichung „Plasma Physics", von R. J. Goldston und P. H. Rutherford von Plasma Physics Laboratory of Princeton University (1995) zu finden, deren gesamte Offenbarung hiermit zur Bezugnahme übernommen wird.
In dem Maße, wie die Dichte der Plasma- oder Dampfschicht gering genug wird (d. h. weniger als ungefähr 1020 Atome/cm³ für wässerige Lösungen), nimmt die mittlere freie Weglänge der Elektronen zu, um es anschließend injizierten Elektronen zu ermöglichen, eine Stoßionisation innerhalb der Dampfschicht zu verursachen. Sobald die Ionenteilchen in der Plasmaschicht eine ausreichende Energie aufweisen, werden sie in Richtung auf das Zielgewebe beschleunigt. Die von den energiegeladenen Elektronen abgegebene Energie (z. B. 3,5 eV bis 5 eV) kann anschließend ein Molekül beschießen und seine Bindungen brechen, wodurch ein Molekül in freie Radikale aufgelöst wird, die sich dann zu endgültigen gasförmigen oder flüssigen Spezies kombinieren. Oft transportieren die Elektronen den elektrischen Strom oder absorbieren die Radiowellen und sind daher heißer als die Ionen. Somit transportieren die Elektronen, die von dem Gewebe weg in Richtung auf die Rücklaufelektrode transportiert werden, den größten Teil der Plasmawärme, wodurch es den Ionen ermöglicht wird, die Gewebemoleküle auf im Wesentlichen nicht-thermische Art und Weise aufzubrechen.
Mittels dieser molekularen Auflösung (anstelle einer Wärmeverdunstung oder Karbonisation) wird die Zielgewebestruktur volumetrisch durch molekularen Zerfall größerer organischer Moleküle in kleinere Moleküle und/oder Atome, wie etwa Wasserstoff, Sauerstoff, Kohlenoxide, Kohlenwasserstoffe und Stickstoffverbindungen, entfernt. Dieser molekulare Zerfall entfernt die Gewebestruktur vollständig, im Gegensatz zu einem Dehydratisieren des Gewebematerials durch Entfernen von Flüssigkeit in den Zellen des Gewebes und von extrazellularen Fluiden, wie es typischerweise bei einer elektrochirurgischen Austrocknung und Verdunstung der Fall ist. Eine ausführlichere Beschreibung dieser Phänomene ist in dem gemeinsam übertragenen US-Patent Nr. 5,697,882 zu finden, dessen vollständige Offenbarung hiermit zur Bezugnahme übernommen wird.
Bei einigen Anwendungen der Coblation^®-Technologie wird hochfrequente (RF) elektrische Energie in einem Umfeld aus einem elektrisch leitfähigen Medium angewendet, um eine Gewebestruktur zusammenschrumpfen zu lassen oder zu entfernen (d. h. herauszuschneiden, abzuschneiden oder zu abladieren) und die durchgeschnittenen Gefäße in dem Bereich des Zielgewebes zu versiegeln. Die Coblation^®-Technologie ist auch zum Versiegeln größerer Arteriengefäße, z. B. mit einem Durchmesser von ungefähr 1 mm nützlich. Bei derartigen Anwendungen wird eine hochfrequente Energieversorgung bereitgestellt, die einen Ablationsmodus, bei dem eine erste Spannung an eine aktive Elektrode angelegt wird, die ausreicht, um eine molekulare Auflösung oder einen Zerfall des Gewebes zu bewirken, und einen Koagulationsmodus, bei dem eine zweite, niedrigere Spannung auf eine aktive Elektrode angelegt wird (entweder dieselbe oder eine andere Elektrode), die ausreicht, um abgetrennte Gefäße innerhalb des Gewebes zu erwärmen, zusammenschrumpfen zu lassen und/oder eine Blutstillung derselben zu erreichen, aufweist.
Die Energiemenge, die von der Coblation^®-Vorrichtung erzeugt wird, kann geändert werden, indem man diverse Faktoren anpasst, wie etwa: die Anzahl aktiver Elektroden; Größe und Abstand der Elektroden; Elektrodenoberfläche; Unebenheiten und scharfe Kanten auf den Elektrodenflächen; Elektrodenmaterialien; angelegte Spannung und Energie; Strombegrenzungsmittel, wie etwa Spulen; elektrische Leitfähigkeit des Fluids in Kontakt mit den Elektroden; Dichte des Fluids; und andere Faktoren. Entsprechend können diese Faktoren manipuliert werden, um den Energiepegel der erregten Elektronen zu steuern. Da verschiedene Gewebestrukturen verschiedene Molekülbindungen aufweisen, kann die Coblation^®-Vorrichtung konfiguriert werden, um Energie zu produzieren, die ausreicht, um die Molekülbindungen eines bestimmten Gewebes zu brechen, aber nicht ausreicht, um die Molekülbindungen eines anderen Gewebes zu brechen. Fettgewebe (z. B. Depotfett) weist z. B. doppelte Bindungen auf, die zum Zerbrechen einen Energiepegel benötigen, der im Wesentlichen höher ist als 4 eV bis 5 eV (typischerweise ungefähr 8 eV). Dementsprechend abladiert oder entfernt die Coblation^®-Technologie im Allgemeinen ein derartiges Fettgewebe nicht; sie kann jedoch verwendet werden, um Zellen wirksam zu abladieren, um den inneren Fettgehalt in flüssiger Form freizusetzen. Die Faktoren können natürlich geändert werden, so dass diese Doppelbindungen auch ähnlich wie die Einzelbindungen gebrochen werden können (z. B. indem die Spannung erhöht wird oder indem die Elektrodenkonfiguration geändert wird, um die Stromdichte an den Elektrodenspitzen zu erhöhen). Eine weiterführende Beschreibung dieser Phänomene ist in den gemeinsam übertragenen US-Patenten Nr. 6,355,032 , 6,149,120 und 6,296,136 zu finden, deren vollständige Offenbarungen hiermit zur Bezugnahme übernommen werden.
Die aktive(n) Elektrode(n) einer Coblation^®-Vorrichtung können in oder von einem anorganischen Isolationsträger getragen werden, der in der Nähe des Distalendes des Instrumentenschafts positioniert ist. Die Rücklaufelektrode kann sich auf dem Instrumentenschaft, auf einem anderen Instrument oder außen am Patienten (d. h. als Dispersionspad) befinden. Das Proximalende des Instruments bzw. der Instrumente umfasst die geeigneten elektrischen Anschlüsse, um die Rücklaufelektrode(n) und die aktive(n) Elektrode(n) mit einer hochfrequenten Stromversorgung, wie etwa einem elektrochirurgischen Generator, zu koppeln.
Bei einem Beispiel einer Coblation^®-Vorrichtung zur Verwendung mit den hier offenbarten Ausführungsformen ist die Rücklaufelektrode der Vorrichtung typischerweise proximal zu der bzw. den aktiven Elektrode(n) um einen passenden Abstand entfernt, um einen elektrischen Kurzschluss zwischen den aktiven und den Rücklaufelektroden in Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids zu vermeiden. In vielen Fällen ist der Distalrand der freiliegenden Oberfläche der Rücklaufelektrode um ungefähr 0,5 mm bis 25 mm von dem Proximalrand der ausgesetzten Oberfläche der aktiven Elektrode(n), bevorzugt um ungefähr 1,0 mm bis 5,0 mm, entfernt. Natürlich kann sich dieser Abstand mit verschiedenen Spannungsbereichen, leitfähigen Fluiden und je nach der Nähe der Gewebestrukturen zu den aktiven und Rücklaufelektroden ändern. Die Rücklaufelektrode weist typischerweise eine freiliegende Länge im Bereich von ungefähr 1 mm bis 20 mm auf.
Eine Coblation^®-Behandlungsvorrichtung zur Verwendung gemäß der vorliegenden Ausführungsformen kann eine einzelne aktive Elektrode oder eine Gruppe von aktiven Elektroden, die um die distale Oberfläche eines Katheters oder einer Sonde herum angeordnet sind, verwenden. Bei der letztgenannten Ausführungsform umfasst die Elektrodengruppe üblicherweise eine Vielzahl von unabhängig strombegrenzten und/oder energiegesteuerten aktiven Elektroden, um elektrische Energie selektiv an das Zielgewebe anzulegen und dabei das unerwünschte Anlegen von elektrischer Energie, die sich aus Energieverlust in umgebende elektrisch leitfähige Fluide, wie etwa Blut, normale Kochsalzlösung und dergleichen, ergibt, an das umgebende Gewebe und das Umfeld einzuschränken. Die aktiven Elektroden können unabhängig strombegrenzt werden, indem man die Anschlussklemmen voneinander isoliert und jede Anschlussklemme an eine getrennte Energiequelle anschließt, die von den anderen aktiven Elektroden isoliert ist. Alternativ können die aktiven Elektroden entweder an den proximalen oder an den distalen Enden des Katheters aneinander angeschlossen werden, um einen einzelnen Draht zu bilden, der mit einer Energiequelle gekoppelt ist.
Bei einer Konfiguration ist jede einzelne aktive Elektrode in der Elektrodengruppe von allen anderen aktiven Elektroden in der Gruppe innerhalb des Instruments elektrisch isoliert und ist an eine Energiequelle, die von jeder der anderen aktiven Elektroden in der Gruppe isoliert ist, oder an Schaltungen, die den Stromfluss zu der aktiven Elektrode begrenzen oder unterbrechen, wenn Material mit geringem spezifischem Widerstand (z. B. Blut, ein elektrisch leitfähiges salinisches Spülungsmittel oder ein elektrisch leitfähiges Gel) einen Pfad mit niedrigerer Impedanz zwischen der Rücklaufelektrode und der einzelnen aktiven Elektrode verursacht, angeschlossen. Die isolierten Energiequellen für jede einzelne aktive Elektrode können getrennte Energieversorgungsschaltungen sein, die interne Impedanzcharakteristiken aufweisen, welche die Energie für die dazugehörige aktive Elektrode begrenzen, wenn ein niederohmiger Rücklaufpfad vorgefunden wird. Beispielhaft kann die isolierte Energiequelle eine benutzerwählbare konstante Stromquelle sein. Bei dieser Ausführungsform ergeben Pfade mit niedrigerer Impedanz automatisch Erwärmungspegel mit geringerem spezifischem Widerstand, da die Erwärmung proportional zum Quadrat des Betriebsstroms mal der Impedanz ist. Alternativ kann eine einzelne Energiequelle an jede der aktiven Elektroden durch unabhängig zu betätigende Schalter oder durch unabhängige Strombegrenzungselemente, wie etwa Spulen, Kondensatoren, Widerstände und/oder Kombinationen davon, angeschlossen werden. Die Strombegrenzungselemente können in dem Instrument, den Verbindungsstücken, dem Kabel, dem Steuergerät oder an dem leitfähigen Pfad von dem Steuergerät zu der Distalspitze des Instruments bereitgestellt werden. Alternativ kann/können der Widerstand und/oder die Kapazität auf der Oberfläche der aktiven Elektrode(n) auf Grund von Oxidschichten, die ausgewählte aktive Elektroden bilden (z. B. eine Titan- oder Widerstandsbeschichtung auf der Metalloberfläche, wie etwa Platin), erfolgen.
Die Coblation^®-Vorrichtung ist nicht auf elektrisch isolierte aktive Elektroden oder auch nur auf eine Vielzahl von aktiven Elektroden beschränkt. Z. B. kann die Gruppe aktiver Elektroden an eine einzelne Zuleitung angeschlossen sein, die sich durch den Katheterschaft bis zu einer Energiequelle mit Hochfrequenzstrom erstreckt.
Der Spannungsunterschied, der zwischen der bzw. den Rücklaufelektrode(n) und der bzw. den aktiven Elektrode(n) angelegt wird, liegt auf Hoch- bzw. Radiofrequenz, typischerweise zwischen ungefähr 5 kHz und 20 MHz, üblicherweise zwischen ungefähr 30 kHz und 2,5 MHz, bevorzugt zwischen ungefähr 50 kHz und 500 kHz, oft bei weniger als 350 kHz und oft zwischen ungefähr 100 kHz und 200 kHz. Bei bestimmten Anwendungen hat die Anmelderin herausgefunden, dass eine Frequenz von ungefähr 100 kHz nützlich ist, weil die Gewebeimpedanz auf dieser Frequenz viel größer ist. Bei anderen Anwendungen, wie etwa Eingriffen in oder am Herz oder Kopf und Nacken, können höhere Frequenzen wünschenswert sein (z. B. 400 bis 600 kHz), um einen niederfrequenten Stromfluss in das Herz oder die Nerven von Kopf und Nacken zu minimieren.
Die angelegte RMS-(Effektiv-)Spannung liegt üblicherweise im Bereich von ungefähr 5 Volt bis 1000 Volt, bevorzugt in dem Bereich von ungefähr 10 Volt bis 500 Volt, oft zwischen ungefähr 150 Volt bis 400 Volt, je nach Größe der aktiven Elektrode, Betriebsfrequenz und Betriebsmodus des betreffenden Eingriffs oder des gewünschten Effekts auf das Gewebe (d. h. Kontraktion, Koagulation, Schnitt oder Ablation).
Typischerweise liegt die Spitze-Spitze-Spannung für die Ablation oder das Schneiden mit einer Rechteckwellenform im Bereich von 10 Volt bis 2000 Volt, und bevorzugt im Bereich von 100 Volt bis 1800 Volt, und weiter bevorzugt im Bereich von ungefähr 300 Volt bis 1500 Volt, oft im Bereich von ungefähr 300 Volt bis 800 Volt von Spitze zu Spitze (auch hier je nach Elektrodengröße, Anzahl der Elektronen, Betriebsfrequenz und Betriebsmodus). Niedrigere Spitze-Spitze-Spannungen werden für Gewebekoagulation, thermische Gewebeerwärmung oder Kollagenkontraktion verwendet und liegen typischerweise im Bereich von 50 bis 1500, bevorzugt von 100 bis 1000 und weiter bevorzugt von 120 bis 400 Volt von Spitze zu Spitze (auch hier werden diese Werte unter Verwendung einer Rechteckwellenform berechnet). Höhere Spitze-Spitze-Spannungen, z. B. von mehr als ungefähr 800 Volt von Spitze zu Spitze, können für die Ablation härterer Substanzen, wie etwa Knochen, wünschenswert sein, in Abhängigkeit von anderen Faktoren, wie etwa den Elektrodengeometrien und der Zusammensetzung des leitfähigen Fluids.
Wie oben besprochen, wird die Spannung üblicherweise in einer Reihe von Spannungsimpulsen oder in einem Wechselstrom mit zeitvariabler Spannungsamplitude mit einer ausreichend hohen Frequenz (z. B. von ungefähr 5 kHz bis 20 MHz) zugeführt, so dass die Spannung tatsächlich durchgehend angelegt wird (z. B. im Vergleich mit Laser, die geringe Nekrosetiefen beanspruchen und im Allgemeinen bei ungefähr 10 Hz bis 20 Hz gepulst werden). Zudem liegt die relative Einschaltdauer (d. h. die kumulierte Zeit in einem beliebigen Ein-Sekunden-Intervall, während dessen Energie angelegt wird) bei ungefähr 50% für die vorliegende Erfindung, im Vergleich zu Impulslasern, die typischerweise eine relative Einschaltdauer von ungefähr 0,0001% aufweisen.
Die bevorzugte Energiequelle kann einen Hochfrequenzstrom zuführen, der auswählbar ist, um durchschnittliche Energiepegel zu erzeugen, die von mehreren Milliwatt bis zu mehreren Dutzend Watt pro Elektrode reichen, je nach dem Volumen des behandelten Zielgewebes und/oder der zulässigen Höchsttemperatur, die für die Instrumentenspitze ausgewählt wird. Die Energiequelle ermöglicht es dem Benutzer, den Spannungspegel je nach den spezifischen Anforderungen eines bestimmten neurochirurgischen Eingriffs, einer Herzoperation, einer arthroskopischen Operation, eines dermatologischen Eingriffs, von ophthalmologischen Eingriffen, offenen Operationen oder anderen endoskopischen Operationseingriffen auszuwählen. Für Herzeingriffe und eventuell für die Neurochirurgie kann die Energiequelle über ein zusätzliches Filter verfügen, um Leckspannungen auf Frequenzen unterhalb von 100 kHz, insbesondere Frequenzen um 60 kHz, zu filtern. Alternativ kann eine Energiequelle, die eine höhere Betriebsfrequenz aufweist, z. B. 300 kHz bis 600 kHz, bei bestimmten Eingriffen verwendet werden, bei denen niederfrequente Streuströme problematisch sein können. Eine Beschreibung einer geeigneten Energiequelle ist in den gemeinsam übertragenen US-Patenten Nr. 6,142,992 und 6,235,020 zu finden, wobei die gesamte Offenbarung der beiden Patente hier zur allgemeinen Bezugnahme übernommen wird.
Die Energiequelle kann strombegrenzt oder anderweitig gesteuert sein, so dass kein unerwünschtes Erwärmen des Zielgewebes oder des umgebenden (nicht Ziel-)Gewebes erfolgt. Bei einer derzeit bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden strombegrenzende Spulen mit jeder unabhängigen aktiven Elektrode in Reihe geschaltet, wobei die Induktivität der Spule im Bereich von 10 μH bis 50 000 μH liegt, je nach den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate und der Betriebsfrequenz. Alternativ können Kondensator/Spulen-(LC)Schaltungsstrukturen verwendet werden, wie zuvor in dem US-Patent Nr. 5,697,909 beschrieben wurden, dessen gesamte Offenbarung hiermit zur Bezugnahme übernommen wird. Zusätzlich können strombegrenzende Widerstände ausgewählt werden. Bevorzugt haben diese Widerstände einen großen positiven Temperaturkoeffizienten des Widerstandswerts, so dass wenn der Strompegel anfängt, für eine beliebige einzelne aktive Elektrode in Kontakt mit einem Medium mit geringem Widerstand (z. B. einem salinischen Spülungsmittel oder Blut) anzusteigen, der Widerstandswert des strombegrenzenden Widerstands wesentlich zunimmt, wodurch die Energiezufuhr von der aktiven Elektrode in das Medium mit geringem Widerstand (z. B. einem salinischen Spülungsmittel oder Blut) minimiert wird.
Zudem können andere Behandlungsmethoden (z. B. Laser-, chemische, andere RF-Vorrichtungen, usw.) bei dem erfindungsgemäßen Verfahren entweder anstelle der Coblation^®-Technologie oder zusätzlich dazu verwendet werden.
Mit Bezug auf 1 wird nun ein beispielhaftes elektrochirurgisches System zur Resektion, Ablation, Koagulation und/oder Kontraktion von Gewebe ausführlich beschrieben. Wie gezeigt, umfassen bestimmte Ausführungsformen des elektrochirurgischen Systems im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 120, die an eine Energieversorgung 110 angeschlossen ist, um eine Hochfrequenzspannung für eine oder mehrere Elektrodenanschlüsse an der Sonde 120 bereitzustellen. Die Sonde 120 umfasst eine Steckerhülse 144 an ihrem Proximalende, die abnehmbar an eine Sondenbuchse 132 eines Sondenkabels 122 angeschlossen werden kann. Der Proximalabschnitt des Kabels 122 verfügt über einen Stecker 134, um die Sonde 120 mit der Energieversorgung 110 an die Buchse 136 anzuschließen. Die Energieversorgung 110 verfügt über eine bedienersteuerbare Spannungspegelanpassung 138, um den angelegten Spannungspegel zu ändern, der auf einer Spannungspegelanzeige 140 zu beobachten ist. Die Energieversorgung 110 umfasst auch ein oder mehrere Fußpedale 124 und ein Kabel 126, das abnehmbar mit einer Buchse 130 mit einem Kabelstecker 128 gekoppelt ist. Das Fußpedal 124 kann auch ein (nicht gezeigtes) zweites Pedal, um den Energiepegel, der an die Elektrodenanschlüsse 142 angelegt wird, auf Distanz anzupassen, und ein (nicht gezeigtes) drittes Pedal, um zwischen einem Ablationsmodus und einem Koagulationsmodus umzuschalten, umfassen.
Nun mit Bezug auf 2 umfasst eine elektrochirurgische Sonde 10, die für die jetzt beschriebenen Ausführungsformen repräsentativ ist, einen länglichen Schaft 13, der biegsam oder unbiegsam sein kann, einen Griff 22, der mit dem Proximalende des Schafts 13 gekoppelt ist, und ein Elektrodenträgerelement 14, das mit dem Distalende des Schafs 13 gekoppelt ist. Die Sonde 10 umfasst einen aktiven Elektrodenanschluss 12, der an der Distalspitze des Schafts 13 angeordnet ist. Eine aktive Elektrode 12 kann an ein aktives oder passives Steuerungsnetzwerk in einer Energieversorgung und mit dem Steuergerät 110 (siehe 1) mittels eines oder mehrerer (nicht gezeigter) isolierter elektrischer Stecker angeschlossen werden. Die aktive Elektrode 12 ist von einer gemeinsamen oder Rücklaufelektrode 17, die auf dem Scham proximal zur aktiven Elektrode 12 angeordnet ist, bevorzugt innerhalb von 1 mm bis 25 mm der Distalspitze, elektrisch isoliert. Proximal zur Distalspitze ist die Rücklaufelektrode 17 im Allgemeinen konzentrisch zum Schaft der Sonde 10. Das Trägerelement 14 ist distal zur Rücklaufelektrode 17 positioniert und kann aus einem elektrisch isolierenden Material, wie etwa Epoxid, Kunststoff Keramik, Glas oder dergleichen, bestehen. Das Trägerelement 14 erstreckt sich von dem Distalende des Schafts 13 (üblicherweise um ungefähr 1 bis 20 mm) und stellt eine Halterung für die aktive Elektrode 12 bereit.
Nun mit Bezug auf 3 kann die Sonde 10 ferner ein Absauglumen 20 umfassen, um überschüssige Fluide, Blasen, Gewebefragmente und/oder Ablationsprodukte vom Zielort abzusaugen. Das Absauglumen 20 erstreckt sich durch das Trägerelement 14 bis zu einer distalen Öffnung 21 und erstreckt sich durch den Schaft 13 und den Griff 22 bis zu einem externen Verbindungsstück 24 (siehe 2) zum Koppeln an eine Vakuumquelle. Typischerweise ist die Vakuumquelle eine standardmäßige Krankenhauspumpe, die einen Absaugdruck für das Verbindungsstück 24 und das Absauglumen 20 bereitstellt. Der Griff 22 definiert einen inneren Hohlraum 18, der elektrische Anschlüsse 26 aufnimmt und eine geeignete Schnittstelle für den elektrischen Anschluss an die Energieversorgung/das Steuergerät 110 über ein elektrisches Anschlusskabel 122 (siehe 1) bereitstellt.
Bei bestimmten Ausführungsformen kann die aktive Elektrode 12 eine aktive Untersuchungselektrode 40 umfassen. Die Untersuchungselektrode 40 kann diverse verschiedene Formen aufweisen, wie etwa die in 4A und 4B gezeigten Formen. Elektrische Anschlüsse 48 (siehe 9) erstrecken sich von den Anschlüssen 26 durch den Schaft 13 bis zur Untersuchungselektrode 40, um die aktive Untersuchungselektrode 40 mit der hochfrequenten Energieversorgung 110 (siehe 1) zu koppeln. Die Untersuchungselektrode 40 kann ein leitfähiges Material, wie etwa Wolfram, Titan, Molybdän, Platin oder dergleichen, umfassen. Die Untersuchungselektrode 40 kann einen Durchmesser im Bereich von ungefähr 0,5 bis 8 mm, bevorzugt ungefähr 1 bis 4 mm, und eine Dicke von ungefähr 0,05 bis ungefähr 2,5 mm, bevorzugt ungefähr 0,1 bis 1 mm, aufweisen. Die Untersuchungselektrode 40 kann eine Vielzahl von Öffnungen 42 umfassen, die konfiguriert sind, um über der distalen Öffnung 21 des Absauglumens 20 zu liegen. Die Öffnungen 42 sind dazu ausgelegt, den Durchgang von abgesaugten überschüssigen Fluiden, Blasen und Gasen vom Ablationsort zu ermöglichen, und sind typischerweise groß genug, um abladierte Gewebefragmente in das Absauglumen 20 durchzulassen. Wie gezeigt, weist die Untersuchungselektrode 40 eine im Allgemeinen unregelmäßige Form auf, die das Kanten/Flächen-Verhältnis der Untersuchungselektrode 40 erhöht. Ein großes Kanten/Flächen-Verhältnis erhöht die Fähigkeit der Untersuchungselektrode 40, in einem leitfähigen Fluid eine Plasmaschicht einzuleiten und aufrechtzuerhalten, weil die Kanten höhere Stromdichten erzeugen, wobei eine Elektrode mit großer Oberfläche dazu neigt, die Energie in das leitfähige Medium abzuleiten.
Bei der repräsentativen Ausführungsform, die in 4A und 4B gezeigt wird, umfasst die Untersuchungselektrode 40 einen Körper 44, der über einem isolierenden Trägerelement 14 und der distalen Öffnung 21 zum Absauglumen 20 liegt. Die Untersuchungselektrode 40 umfasst ferner mindestens fünf Laschen 46, die auf dem isolierenden Trägerelement 14 liegen können, daran befestigt sein können und/oder darin eingebettet sein können. Bei bestimmten Ausführungsformen erstrecken sich elektrische Anschlüsse 48 (siehe 9) durch das isolierende Trägerelement 14 und sind mit einer oder mehreren der Laschen 46 gekoppelt (d. h. durch Kleben, Löten, Schweißen oder dergleichen), um die Untersuchungselektrode 40 an dem isolierenden Trägerelement 14 zu befestigen und die Untersuchungselektrode 40 mit der Energieversorgung 110 elektrisch zu koppeln (siehe 1). Bevorzugt bildet die Untersuchungselektrode 40 eine im Wesentlichen planare Gewebebehandlungsfläche für eine reibungslose Resektion, Ablation und Formgebung von Menisken, Knorpel und anderen Weichgeweben. Beim Umformen von Knorpel und Menisken möchte der Arzt oft die unregelmäßige, zerklüftete Oberfläche des Gewebes glätten, um eine im Wesentlichen glatte Oberfläche zurückzulassen. Für diese Anwendungen wird eine im Wesentlichen planare Behandlungsfläche der Untersuchungselektrode bevorzugt.
Weitere Einzelheiten und Beispiele von Instrumenten, die hier verwendet werden können, werden ausführlich in den US-Patenten Nr. 6,254,600 , 6,557,559 und 7,241,293 beschrieben, die hiermit zur Bezugnahme vollständig übernommen werden.
5 bildet repräsentativ das Entfernen eines Zielgewebes unter Verwendung einer Ausführungsform einer repräsentativen elektrochirurgischen Sonde 50 gemäß der vorliegenden Offenbarung ausführlicher ab. Wie gezeigt, ist die Hochfrequenzspannung ausreichend, um das (nicht gezeigte) elektrisch leitfähige Fluid zwischen dem Zielgewebe 502 und dem bzw. den aktiven Elektrodenanschluss/-anschlüssen 504 in eine ionisierte Dampfschicht 512 oder ein Plasma umzuwandeln. Als Ergebnis des angewendeten Spannungsunterschieds zwischen dem Elektrodenanschluss/den Elektrodenanschlüssen 504 und dem Zielgewebe 502 (d. h. dem Spannungsgradienten durch die Plasmaschicht 512), werden geladene Teilchen 515 in dem Plasma beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsunterschieden erlangen diese geladenen Teilchen 515 eine ausreichende Energie, um die Auflösung der molekularen Bindungen innerhalb der Gewebestrukturen in Kontakt mit dem Plasmafeld zu verursachen. Diese molekulare Auflösung geht mit der volumetrischen Entfernung (d. h. der ablativen Sublimation) des Gewebes und der Erzeugung von Gasen 514 mit niedriger relativer Molekularmasse, wie etwa Sauerstoff, Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan, einher. Die kurze Reichweite der beschleunigten geladenen Teilchen 515 innerhalb des Gewebes beschränkt den molekularen Auflösungsprozess auf die Oberflächenschicht, um eine Beschädigung und Nekrose an dem darunterliegenden Gewebe 520 zu minimieren.
Während des Prozesses werden die Gase 514 durch eine Absaugöffnung und ein Absauglumen bis zu einer (nicht gezeigten) Vakuumquelle abgesaugt. Zudem wird überschüssiges elektrisch leitfähiges Fluid, und andere Fluide (z. B. Blut), vom Zielort 500 abgesaugt, um die Sicht des Chirurgen zu erleichtern. Während der Ablation des Gewebes ist die Restwärme, die von den Stromflusslinien 510 (typischerweise weniger als 150°C) zwischen den Elektrodenanschlüssen 504 und der Rücklaufelektrode 511 erzeugt wird, üblicherweise ausreichend, um eventuell abgetrennte Blutgefäße vor Ort zu koagulieren. Andernfalls kann der Chirurg die (nicht gezeigte) Energieversorgung in den Koagulationsmodus schalten, indem er die Spannung auf einen Pegel unterhalb der Schwelle für Fluidverdunstung senkt, wie oben besprochen. Diese gleichzeitige Blutstillung führt zu geringeren Blutungen und macht es dem Chirurgen leichter, den Eingriff auszuführen.
Auf Grund der Energie, die während der Behandlung im Patientenkörper mit der oben beschriebenen Sonde 10 oder anderen Varianten derselben erzeugt und angewendet wird, treten Probleme beim Bestimmen, Überwachen und/oder Begrenzen der tatsächlichen Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids auf, das die behandelte Körperhöhle, das Gelenk oder den Gewebebereich ausspült. Entsprechend kann die Sonde 10 Mechanismen umfassen, um eine Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids selber zu messen, ohne durch den chirurgischen Effekt, der an der aktiven Elektrode 12 auftritt, übermäßig beeinflusst zu werden. Nun mit Bezug auf 6A wird eine Ausführungsform in Seitenansicht der Sonde 10 und die seitliche Detailansicht, die einen Temperatursensor 70 zeigt, der an dem Sondenschaft proximal zur Rücklaufelektrode 17 positioniert ist, abgebildet. Der Temperatursensor 70 kann eine beliebige Anzahl von Sensoren umfassen, z. B. ein Thermoelement, einen Thermistor, einen Widerstandstemperaturdetektor (RTD), usw. Insbesondere kann der Temperatursensor 70 ein Thermoelement Typ T umfassen, da sich diese Sensoren zur Verwendung bei derartigen Sonden gut bewährt haben.
Um den Temperaturüberwachungseinfluss von einer aktiven Elektrode 12 während der Gewebebehandlung zu reduzieren oder zu eliminieren, wird der Sensor 70 wie gewünscht sowohl von der aktiven Elektrode 12 als auch von der Rücklaufelektrode 17 beabstandet und kann entsprechend proximal am Schaft 13 der Sonde 10 entlang positioniert werden. Bei dem gezeigten Beispiel beträgt der Abstand L₁ des von der Rücklaufelektrode 17 entfernten Sensors 70 mindestens 5 mm, kann jedoch auch je nach Machbarkeit kleiner oder größer sein als dieser Abstand. Wenn der Sensor 70 entsprechend positioniert ist, kann der Sensor 70 die Temperatur des infundierten elektrisch leitfähigen Fluids/Spülungsmittels messen, das die Sonde 10 und den Sensor 70 umgibt, da die Temperatur des Fluids die Temperatur des umgebenden Gewebes oder der Gelenkhöhle, in dem bzw. in der die Sonde 10 für die Behandlung positioniert sein kann, angibt. Die Fluidtemperatur kann somit ohne Rücksicht auf eventuelle Energie, die durch den Strom erzeugt wird, der zwischen der aktiven Elektrode 12 und der Rücklaufelektrode 17 der Sonde 10 fließt, gemessen werden.
Ein Verfahren zum Verbessern der Temperaturmessung und zum Reduzieren des Rauschens umfasst das Anpassen (z. B. Verringern oder Unterbrechen) der Energiezufuhr über einen oder mehrere Zeiträume hinweg, während das Temperatursignal weiter überwacht wird. Dies kann beispielsweise unter Verwendung eines Steuergeräts 110, wie es in 10 gezeigt und beschrieben wird, erfolgen.
Das Steuergerät bestimmt den Zeitraum, über den die RF-Energie unterbrochen wird. Der Zeitraum reicht bevorzugt aus, damit das Rauschen abnimmt und sich die Temperaturmessung stabilisiert. Bei einer Ausführungsform wird die Unterbrechungsperiode auf einen konstanten Wert eingestellt, der gleich oder großer als 100 ms, und weiter bevorzugt gleich oder größer als 250 ms ist.
Die Unterbrechungsperiode kann auch als Funktion der Zeit bestimmt werden. Das Steuergerät ermöglicht oder erlaubt es, dass die Unterbrechungsperiode andauert, bis die Temperatur um weniger als ungefähr 1 Grad pro 50 ms variiert.
Bei einer Ausführungsform der Erfindung wird die Frequenz (F) der Unterbrechungsperioden (z. B. die Anzahl der Perioden pro Sekunde) von dem Steuergerät bestimmt. Die Frequenz (F) kann ein vorherbestimmter konstanter Wert sein. Dieser Wert kann konservativ ausgewählt oder programmiert werden, beispielsweise mit 2 Perioden pro Sekunde oder mehr.
Bei einer anderen Ausführungsform funktioniert das Steuergerät, um die Frequenz der Unterbrechungsperioden (F) basierend auf der Größe und/oder Variabilität der Temperatur oder der Leistungsabgabe, die während des Eingriffs in Echtzeit gemessen wird, zu bestimmen. Beispielsweise funktioniert das Steuergerät bei einer Ausführungsform der Erfindung bei hohen Temperaturen oder hohen Leistungsabgaben, um die Frequenz der Unterbrechungsperioden derart zu erhöhen, dass die Sicherheit des Patienten nicht gefährdet wird. Ähnlich funktioniert das Steuergerät, wenn die Temperatur stark variiert, um die Frequenz sowohl der Temperaturmessung als auch der Unterbrechungsperioden zu erhöhen.
Bei einer anderen Ausführungsform ist das Steuergerät dazu programmiert, um ein Eingabesignal von einer Bedienperson zu empfangen, das einer Art des auszuführenden Eingriffs entspricht. Das Steuergerät bestimmt die Frequenz (F) der Unterbrechungsperioden basierend auf der Art des Eingriffs. Beispielsweise wäre ein Eingriff, der eine Koagulation benötigt, typischerweise mit einer höheren Wärmeerzeugung verbunden. Das Steuergerät würde somit die Frequenz der Unterbrechungsperioden oder Temperaturüberwachungsperioden erhöhen, um die Genauigkeit und Sicherheit des Eingriffs zu erhöhen. Sollte eine Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids eine Schwellentemperatur übersteigen, so würde das System Anpassungen bei der Leistungsabgabe oder einer anderen Komponente des Systems vornehmen, um die gemessene Temperatur zu reduzieren.
Bei einer anderen Ausführungsform umfasst das Steuergerät eine Datenbank, die eine Vielzahl von Eingriffsarten, und eine Frequenz und Unterbrechungsperiode, die jeder Eingriffsart entsprechen, enthält. Das Steuergerät empfängt ein eingegebenes Eingriffssignal und bestimmt automatisch die Frequenz und Unterbrechungsperiode gemäß einem vorherbestimmten Wert aus der Datenbank.
Die oben beschriebene Frequenz (F) liegt typischerweise zwischen einer Periode alle 500 ms bis zu einer Periode alle 3000 ms. Die Erfindung ist jedoch nicht dazu gedacht, eingeschränkt zu werden, außer wie es in den beiliegenden Ansprüchen spezifisch angegeben wird.
15 bis 16 bilden eine grafische Darstellung des Anwendens von Energie und Temperatur gegenüber Zeit ab. 15 zeigt eine RF-Ausgabekurve 300, die das stoß- oder impulsartige Anlegen einer Spannung oder RF-Abgabe zeigt. Die Energie wird über einen bestimmten Zeitraum angelegt (z. B. eine aktive Periode 304) und über einen bestimmten Zeitraum (Unterbrechungsperiode 306) unterbrochen. Die Linie 300 zeigt eine Vielzahl von Unterbrechungsperioden.
16 zeigt eine Abbildung einer Temperaturkurve 310, die eine Vielzahl von verrauschten Bereichen 312 und rauschfreien Bereichen 314 umfasst. Die verrauschten Bereiche und die rauschfreien Bereiche entsprechen jeweils den aktiven Perioden und den Unterbrechungsperioden aus 15.
Wie gezeigt, stabilisiert sich die Temperatur während der Unterbrechungsperioden 314. Im Gegensatz dazu schwankt die Temperatur während der Leistungsabgabeperioden 304 stark, was die Vorteile des periodischen Unterbrechens der Anwendung von Energie während der Überwachung der Temperatur erläutert.
Der Temperatursensor 70 kann direkt auf dem Schaft montiert sein, wie in 6A abgebildet. Gewisse Ausführungsformen der Sonde 10 können jedoch ein Ansauglumen (siehe 3) zum Ansaugen von Fluid und ablativen Nebenprodukten vom Behandlungsort umfassen, wobei der Zufluss und/oder Abfluss von Fluid und Gas durch das darunterliegende Ansauglumen die vom Sensor 70 erfasste Temperatur beeinflussen kann. Somit kann eine wärmeisolierende Schicht 74, wie etwa ein Schrumpfschlauch oder eine andere Isolierung (z. B. bestehend aus Thermoplasten, wie etwa Polyolefin, Polyvinylchlorid (PVC), Polytetrafluorethylen (PTFE), fluoriertes Ethylen-Propylen (FEP), usw.), zwischen dem Temperatursensor 70 und der Außenfläche des Schafts 13 angeordnet werden. Der Sensor 70 kann direkt an dem Schaft 13 und/oder der darunterliegenden Schicht 74 über eine andere Isolierschicht 76, die über dem Sensor 70 liegt, und einen leitenden Draht 72, der mit dem Sensor 70 gekoppelt ist, befestigt werden. Diese darüberliegende Isolierschicht verhindert, dass die Temperatur des umgebenden Fluids die Messung am Sensor 70 beeinflusst. Das Hinzufügen der darüberliegenden Schicht 76, die aus einem der oben erwähnten Materialien bestehen kann, kann den Temperatursensor 70 auch elektrisch von der umgebenden salinischen Umgebung trennen, um zu verhindern oder zu unterbinden, dass ein elektrisches Rauschen in die Temperaturmessschaltung eingeführt wird. Die darüberliegende Schicht 76 kann ein Klebstoff sein, der aufgetragen wird, um den Sensor 70 weiter zu isolieren.
Zusätzlich und/oder alternativ kann der Temperatursensor 70 isoliert und an der darunterliegenden Schicht 74 über einen Klebstoff 78, z. B. einen Epoxid- oder Cyanacrylat-Kleber, der direkt auf den Sensor 70 geklebt werden kann, befestigt werden, wie es die Detailseitenansicht aus 6B abbildet.
Bei einer anderen Ausführungsform zeigt eine Seitenansicht aus 7 eine Variante, bei der mehrere Temperatursensoren 70, z. B. mehr als ein Sensor, um den Schaft 13 herum positioniert sein können, um mehrere Ablesungen der Fluidtemperatur erzielen zu können. Obwohl die mehreren Temperatursensoren 70 einheitlich zueinander um einen Umfang des Schafts 13 herum positioniert sein können, können sie alternativ auch an beliebigen Stellen positioniert sein. Zudem kann jeder der mehreren Sensoren 70 in verschiedenen Abständen L₁ am Schaft 13 entlang von der Rücklaufelektrode 17 aus positioniert sein. Beim Erfassen der mehreren Fluidtemperaturen kann jede der Temperaturen für den Benutzer angezeigt werden und/oder alternativ können sie berechnet werden, um einen durchschnittlichen Temperaturwert für den Benutzer anzuzeigen und/oder das Maximum der gemessenen Werte kann angezeigt werden.
Bei noch einer anderen Variante zeigt eine Seitenansicht aus 8 eine andere Variante, bei welcher der Temperatursensor 70 an dem Schaft 13 entlang integriert sein kann, so dass der Sensor 70 an der Schaftoberfläche entlang eingerückt sein kann und der leitende Draht 72 durch ein (nicht gezeigtes) Lumen gehen kann, das durch die Sonde 10 hindurch definiert ist. Der Sensor 70 kann weiterhin von dem Schaft 13 isoliert sein und kann auch wie oben beschrieben isoliert sein. Bei einer derartigen Ausführungsform kann sich ein Loch durch den Schaft 13 hindurch an der Stelle des Sensors 70 befinden, um die Genauigkeit der Messung des Fluids außerhalb des Schafts 13 zu verbessern.
Nun können mit Bezug auf 9 bei noch einer anderen Variante einer repräsentativen Sonde 10, die über ein Ansauglumen 20 zum Ansaugen eines elektrisch leitfähigen Fluids aus der Körper- oder Gelenkhöhle verfügt, ein Temperatursensor 70 und ein leitender Draht 72 alternativ innerhalb des Ansauglumens 20 selber positioniert sein, wie es die Detailansicht im Querschnitt aus 9 zeigt. Bei diesem Beispiel kann eine Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids, das sich kürzlich in unmittelbarer Nähe der aktiven Untersuchungselektrode 40 befand und dann in das Ansauglumen 20 angesaugt wurde, als ein Verfahren zum Bestimmen eines Temperatureffekts gemessen werden, der in nahegelegenen Geweben durch den elektrochirurgischen Eingriff herbeigeführt wird. Derartige Temperaturmessungen könnten verwendet werden, um die RF-Abgabe zu steuern, um Therapien bereitzustellen, bei denen es wünschenswert sein kann, die Temperatur des Zielgewebes auf einen spezifischen Temperaturbereich anzuheben. Diese Konfiguration kann auch Temperaturdaten ergeben, die verwendet werden können, um die Temperatur des Zielgewebes von dem angesaugten leitfähigen Fluid/Benetzungsmittel zu messen und es dadurch dem Benutzer zu ermöglichen, eine direkte Rückmeldung der tatsächlichen Temperatur des Gewebes zu erhalten und/oder die RF-Ausgabe in Abhängigkeit von voreingestellten Grenzen oder für ein bestimmten Eingriff oder eine bestimmte Gewebeart einzuschränken.
Unabhängig von oder zusätzlich zu den Temperatur-Erfassungsmechanismen in oder an der Sonde 10 entlang kann die Energieversorgung bzw. das Steuergerät 110 auch dazu konfiguriert sein, um eine Fluidtemperatur innerhalb der in Behandlung befindlichen Körper- oder Gelenkhöhle zu bestimmen und/oder zu steuern. 10 zeigt ein beispielhaftes Schema des Steuergeräts 110 mit einem damit gekoppelten Kabel 122. Der eine bzw. die mehreren leitenden Drähte von ihren jeweiligen Temperatursensoren können durch das Kabel 122 und in elektrische Verbindung mit einem Analog/Digital-Wandler (ADC) 90 geführt werden, der die Ausgabe des Temperatursensors in einen digitalen Wert zur Kommunikation mit einem Mikrocontroller 92 konvertiert. Der gemessene und konvertierte Temperaturwert kann von dem Mikrocontroller 92 mit einer vorherbestimmten Temperaturgrenze verglichen werden, die innerhalb des Mikrocontrollers 92 vorprogrammiert oder gespeichert ist, so dass, wenn der gemessene Temperaturwert des leitfähigen Fluids, das die Körper- oder Gelenkhöhle ausspült, diese vorherbestimmte Grenze überschreitet, ein Alarm oder ein Indikator generiert werden kann und/oder die RF-Ausgabe deaktiviert oder reduziert werden kann. Zusätzlich und/oder alternativ kann der Mikrocontroller 92 programmiert werden, um eine bestimmte Temperaturgrenze einzustellen, die von der Art der Vorrichtung abhängig ist, die mit dem Steuergerät 110 gekoppelt ist.
Ferner kann der Mikrocontroller 92 auch programmiert sein, um es dem Benutzer zu ermöglichen, aus spezifischen Gewebe- oder Eingriffsarten zu wählen, z. B. Knorpelablation oder Koagulation von Weichgewebe, usw. Jede bestimmte Gewebeart und/oder jeder bestimmte Eingriff kann über eine programmierte Temperaturgrenze verfügen, die je nach der Empfindlichkeit der bestimmten Anatomie für eine Verletzung durch einen Temperaturanstieg im Voraus eingestellt wird.
Bei zusätzlichen Varianten kann der Mikrocontroller 92 programmiert werden, um das Aussetzen einer Körper- oder Gelenkhöhle an einen spezifischen erhöhten Fluidtemperaturpegel zu überwachen, statt die Behandlungstemperatur auf den momentanen, gemessenen Temperaturwert hin einzuschränken. In dem Maße, wie die Fluidbehandlungstemperatur ansteigt, erfolgt beispielsweise eine Gewebenekrose typischerweise schneller; somit kann der Mikrocontroller 92 programmiert werden, um basierend auf einer Kombination aus Zeit und Temperaturexposition einen Alarm oder eine Angabe zu erzeugen. In 11 ist eine beispielhafte Grafik 200 abgebildet, die eine erste Temperaturkurve 202 zeigt, welche die Behandlung einer Körper- oder Gelenkhöhle angibt, die einem leitfähigen Ausspülungsfluid auf einem ersten erhöhten Temperaturpegel ausgesetzt wird. Auf Grund der relativ erhöhten Fluidbehandlungstemperatur kann die Behandlungszeit durch den Mikrocontroller 92, der den Energiepegel automatisch abschalten oder reduzieren kann, auf eine erste vorherbestimmte Zeit 204 eingeschränkt werden. Diese wird mit einer zweiten Temperaturkurve 206 verglichen, welche die Behandlung einer Körper- oder Gelenkhöhle angibt, die einem leitfähigen Ausspülungsfluid auf einem zweiten erhöhten Temperaturpegel, der geringer als die erste Temperaturkurve 202 ist, ausgesetzt wird. Auf Grund der niedrigeren relativen Temperatur kann eine Gewebenekrose relativ langsamer erfolgen, wodurch es möglich wird, dass der Mikrocontroller 92 die Behandlungszeit auf einen relativ längeren Zeitraum bis zu einem zweiten vorherbestimmten Zeitpunkt 208 verlängert.
Bei noch einer anderen Variante kann der Mikrocontroller 92 programmiert werden, um einen Satz mit mehreren allmählichen Temperaturgrenzen einzubeziehen, wie es in der beispielhaften Grafik aus 12 gezeigt wird. Es kann eine erste Temperaturgrenze 212 programmiert werden, wodurch, wenn der gemessene Temperaturanstieg 210 des leitfähigen Ausspülungsfluids in der Körper- oder Gelenkhöhle die erste Grenze 212 überschritten hat, von dem Mikrocontroller 92 automatisch ein Alarm oder eine Angabe generiert werden kann, um den Benutzer darauf aufmerksam zu machen. Es kann auch eine zweite Temperaturgrenze 214 programmiert werden, wodurch, wenn die gemessene Temperatur 210 des leitfähigen Ausspülungsfluids in der Körper- oder Gelenkhöhle die zweite Grenze 214 überschritten hat, der Mikrocontroller 92 programmiert werden kann, um die RF-Ausgabe der aktiven Elektrode 12 zu reduzieren oder zu deaktivieren, um das Verletzungsrisiko für den Patienten zu mindern.
Zusätzlich und/oder alternativ kann das Steuergerät 110 ferner konfiguriert werden, um mit einer Fluidpumpe, z. B. einer Kochsalzlösungspumpe 220 für die Arthroskopie, die einen gesteuerten Zufluss eines elektrisch leitfähigen Fluids (z. B. einer Kochsalzlösung) zur Körper- oder Gelenkhöhle bereitstellt, eine direkte Schnittstelle zu bilden. Eine derartige Fluidpumpe 220 kann konfiguriert werden, um eine Steuerung sowohl des Zuflusses von elektrisch leitfähigem Fluid zur Körper- oder Gelenkhöhle als auch des Abflusses aus der Körper- oder Gelenkhöhle bereitzustellen, wie es die schematische Abbildung aus 13 zeigt. Wie abgebildet, kann die Pumpe 220 elektrisch mit einem Pumpensteuergerät 222 gekoppelt sein, das wiederum mit dem Mikrocontroller 92 in Verbindung stehen kann. Die Pumpe 220 kann ferner mit einem Fluidbehälter 224, der das elektrisch leitfähige Fluid enthält, und/oder mit einem (nicht gezeigten) leeren Behälter zum Aufnehmen von ausgesaugtem elektrisch leitfähigen Fluid aus der Körper- oder Gelenkhöhle, fluidtechnisch gekoppelt sein.
Die innerhalb der Körper- oder Gelenkhöhle gemessene Temperatur 230 kann überwacht und als Steuerparameter für die Fluidpumpe 220 verwendet werden, wodurch der Fluidzufluss und/oder Fluidabfluss reguliert werden kann, um eine Temperatur der Körper- oder Gelenkhöhle innerhalb eines vorgegebenen Bereichs oder unterhalb einer Temperaturgrenze, bei der eine mögliche Verletzung auftreten könnte, zu halten. Ein diesbezügliches Beispiel ist in der Grafik von 14A abgebildet, welche die gemessene Temperatur 230 des Fluids in der Körper- oder Gelenkhöhle zeigt, die in Richtung auf eine vorprogrammierte Temperaturgrenze 232 ansteigt. Sobald die gemessene Temperatur 230 sich den Punkten 234, 236 genähert oder diese Grenze 232 überschritten hat, kann der Durchfluss der Fluidpumpe 220 von dem Mikrocontroller 92 automatisch von einem ersten Pumpendurchfluss 240 auf einen zweiten erhöhten Durchfluss 242 erhöht werden, bis die gemessene Temperatur 230 abnimmt, zu welchem Punkt der Pumpendurchfluss automatisch auf den ersten Pumpendurchfluss 240 verringert werden kann, wie in 14B angegeben. Diese Temperaturmäßigung kann weitergeführt werden, indem man die Durchflussraten gegebenenfalls zwischen einem anfänglichen Pegel und einem erhöhten Pegel für die Dauer des Eingriffs durchlaufen lässt. Alternativ kann die Abflussrate erhöht werden, um eventuelles erwärmtes Fluid zu entfernen, um die Temperatur des Fluids in der Körper- oder Gelenkhöhle zu senken.
Andere Modifikationen und Variationen können an den offenbarten Ausführungsformen vorgenommen werden, ohne die vorliegende Erfindung zu verlassen. Es sind z. B. andere Verwendungen oder Anwendungen möglich. Ähnlich werden für den Fachmann zahlreiche andere Verfahren zum Steuern oder Charakterisieren von Instrumenten oder zum anderweitigen Behandeln von Gewebe unter Verwendung elektrochirurgischer Sonden ersichtlich sein. Zudem können die hier beschriebenen Instrumente und Verfahren in Instrumenten für diverse Bereiche des Körpers (z. B. Schulter, Knie, usw.) und für andere Gewebebehandlungseingriffe (z. B. Chondroplastie, Menektomie, usw.) verwendet werden. Obwohl somit Ausführungsbeispiele ausführlich beispielhaft und der Verständlichkeit halber beschrieben wurden, werden für den Fachmann diverse Änderungen, Anpassungen und Modifikationen offensichtlich sein. Daher ist der Umfang der vorliegenden Erfindung einzig durch die beiliegenden Ansprüche eingeschränkt.
Obwohl bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung gezeigt und beschrieben wurden, kann der Fachmann Modifikationen daran vornehmen, ohne den Umfang oder die vorliegende Lehre zu verlassen. Die hier beschriebenen Ausführungsformen sind nur beispielhaft und nicht einschränkend. Da viele verschiedene und unterschiedliche Ausführungsformen im Rahmen des Umfangs der vorliegenden Lehren ausgeführt werden können, zu denen gleichwertige Strukturen oder Materialien gehören, an die später gedacht wird, und da viele Modifikationen an den hier beschriebenen Ausführungsformen gemäß den gesetzlichen Beschreibungsanforderungen ausgeführt werden können, versteht es sich, dass die vorliegenden Einzelheiten als beispielhaft und nicht in einem einschränkenden Sinne zu deuten sind.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 5697882 [0049]
US 6355032 [0051]
US 6149120 [0051]
US 6296136 [0051]
US 6142992 [0061]
US 6235020 [0061]
US 5697909 [0062]
US 6254600 [0069]
US 6557559 [0069]
US 7241293 [0069]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

„Plasma Physics”, von R. J. Goldston und P. H. Rutherford von Plasma Physics Laboratory of Princeton University (1995) [0047]

Claims

Elektrochirurgisches System zum Behandeln von Gewebe an einem Zielort mit einer elektrochirurgischen Sonde, wobei die Sonde einen Schaft umfasst, der ein Distalende und ein Proximalende aufweist, wobei ein aktiver Elektrodenanschluss neben dem Distalende angeordnet ist, wobei das System Folgendes umfasst: eine hochfrequente Energieversorgung, um dem aktiven Elektrodenanschluss hochfrequente Energie zuzuführen, wobei die hochfrequente Energieversorgung mit dem aktiven Elektrodenanschluss und einer Rücklaufelektrode gekoppelt ist; ein Steuergerät zum Empfangen eines Temperatursignals von einem Temperatursensor, der in einem elektrisch leitfähigen Fluid positioniert ist, das sich am Zielort befindet, und wobei das elektrisch leitfähige Fluid einen Strompfad zwischen dem aktiven Elektrodenanschluss und der Rücklaufelektrode bereitstellt, und wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um automatisch die Zufuhr der hochfrequenten Energie an den aktiven Elektrodenanschluss während mindestens einer Unterbrechungsperiode zu unterbrechen, und wobei das Steuergerät ferner betriebsfähig ist, um das Temperatursignal während der mindestens einen Unterbrechungsperiode zu überwachen, und wobei das Steuergerät dazu geeignet ist, um eine gemessene Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids, das sich an dem Zielort befindet, basierend auf dem überwachten Temperatursignal zu bestimmen.
System nach Anspruch 1, wobei die Unterbrechungsperiode andauert, bis das Temperaturänderungssignal gegenüber der Zeit geringer als ein Schwellenwert ist.
System nach Anspruch 2, wobei der Schwellenwert 1 Grad pro 50 ms ist.
System nach Anspruch 1, wobei die mindestens eine Unterbrechungsperiode mindestens 250 ms dauert.
System nach Anspruch 1, wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um die Zufuhr hochfrequenter Energie während einer Vielzahl von Unterbrechungsperioden zu unterbrechen.
System nach Anspruch 5, wobei die Vielzahl von Unterbrechungsperioden von dem Steuergerät gemäß einer Unterbrechungsfrequenz (F) gleich der Anzahl von Unterbrechungsperioden pro Sekunde bestimmt wird, und wobei die Unterbrechungsfrequenz (F) zwischen 1/3 und 2 Liegt.
System nach Anspruch 1, wobei das Steuergerät ein Mittel zum lösbaren und elektrischen Koppeln mit der elektrochirurgischen Sonde umfasst.
System nach Anspruch 6, wobei das Steuergerät dazu geeignet ist, um eine Eingabe zu empfangen, die einem chirurgischen Eingriff entspricht, und die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf der Eingabe bestimmt wird.
System nach Anspruch 6, wobei das Steuergerät dazu geeignet ist, um die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf einer Leistungsabgabe zu bestimmen.
System nach Anspruch 6, wobei das Steuergerät dazu geeignet ist, die Unterbrechungsfrequenz (F) basierend auf der gemessenen Temperatur zu bestimmen und um die Unterbrechungsfrequenz (F) zu erhöhen, wenn die gemessene Temperatur eine Schwellentemperatur erreicht.
System nach Anspruch 10, wobei die Schwellentemperatur 40 Grad Celsius ist.
System nach Anspruch 1, ferner umfassend: einen Mikroprozessor zum Steuern der Energieversorgung; und einen Analog/Digital-Wandler zum Umwandeln des Temperatursignals in ein Digitalsignal, das von dem Mikroprozessor lesbar ist.
System nach Anspruch 1, wobei das System die Sonde umfasst, und die Sonde ferner ein Ansauglumen zum Entfernen des Fluids vom Zielort umfasst.
System nach Anspruch 13, wobei die Sonde ferner ein Fluidzufuhrelement umfasst, um dem Zielort ein Fluid zuzuführen, und das Fluidzufuhrelement mit einer Pumpe gekoppelt ist, wobei die Pumpe betriebsfähig ist, um den Fluidzufluss zum Zielort zu steuern, und wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um die Pumpe und den Fluidzufluss zu steuern, um die Temperatur des Fluids unter einem vorherbestimmten Pegel zu halten.
Elektrochirurgisches System zum Behandeln eines Gewebes an einem Zielort mit einer elektrochirurgischen Sonde, wobei die Sonde einen Schaft umfasst, der ein Distalende und ein Proximalende aufweist, wobei ein aktiver Elektrodenanschluss neben dem Distalende angeordnet ist, wobei das System Folgendes umfasst: eine hochfrequente Energieversorgung, um dem aktiven Elektrodenanschluss hochfrequente Energie zuzuführen, wobei die hochfrequente Energieversorgung mit dem aktiven Elektrodenanschluss und einer Rücklaufelektrode gekoppelt ist; ein Steuergerät zum Empfangen eines Temperatursignals von einem Temperatursensor, der in einem elektrisch leitfähigen Fluid positioniert ist, das sich am Zielort befindet, und wobei das elektrisch leitfähige Fluid einen Strompfad zwischen dem aktiven Elektrodenanschluss und der Rücklaufelektrode bereitstellt, und wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um automatisch die Zufuhr der hochfrequenten Energie an den aktiven Elektrodenanschluss während mindestens einer Unterbrechungsperiode zu ändern, und wobei das Steuergerät ferner betriebsfähig ist, um das Temperatursignal während der mindestens einen Temperaturüberwachungsperiode zu überwachen, und wobei das Steuergerät dazu geeignet ist, um eine gemessene Temperatur des elektrisch leitfähigen Fluids, das sich an dem Zielort befindet, basierend auf dem während der Temperaturüberwachungsperiode überwachten Temperatursignal zu bestimmen.
System nach Anspruch 15, wobei das Steuergerät betriebsfähig ist, um automatisch die Zufuhr der hochfrequenten Energie während einer Vielzahl von Temperaturüberwachungsperioden zu ändern, und wobei die automatische Änderung im Wesentlichen das Reduzieren der Zufuhr der hochfrequenten Energie umfasst.
System nach Anspruch 16, wobei das Reduzieren der Zufuhr der hochfrequenten Abgabe das Reduzieren der hochfrequenten Abgabe auf weniger als 100 Volt umfasst.