DE19739699A1 - Elektrodenanordnung zur elektro-thermischen Behandlung des menschlichen oder tierischen Körpers - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Elektrodenanordnung zur elek­ trothermischen Behandlung des menschlichen oder tierischen Körpers, insbesondere zur Elektrokoagulation, gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Die Anwendung hochfrequenter Wechselströme (speziell im Frequenzbereich von 300 kHz bis 2 MHz) zur Erzeugung hoher Temperaturen zur Gewebekoagulation als chirurgisches Ver­ fahren ist seit langem bekannt. In der Praxis werden zur Einbringung des HF-Stromes in das Gewebe mono- oder bipola­ re Elektrodenanordnungen angewandt.

Bei den monopolaren Anordnungen wird eine Elektrode - auch als Neutralelektrode bezeichnet - als großflächige Patien­ tenableitung ausgelegt und nicht zu weit entfernt von der Eingriffsstelle am Patienten fixiert und geerste bzw. mit Masse verbunden. Eine zweite, vom Operateur gehandhabte Elektrode - auch als Aktivelektrode bezeichnet - ist mit dem Wechselstromgenerator verbunden. Diese ist in ihrer Form an die jeweilige Anwendung, insbesondere an die Größe des zu behandelnden Gewebsbereiches derart angepaßt ge­ wählt, daß sowohl die Operationsdauer als auch die thermi­ sche Belastung des betroffenen Organs bzw. Körperbereiches vertretbar sind.

Bei Anordnungen zur bipolaren HF-Chirurgie sind beide Elek­ troden mit dem HF-Generator verbunden und in miteinander vergleichbaren Abmessungen ausgeführt und werden vom Opera­ teur in unmittelbarer Nähe der Eingriffsstelle plaziert und in der Regel auch beide aktiv geführt. Moderne, leicht zu handhabende bipolare Elektrodenanordnungen, bei denen beide Koagulationselektroden an einem Katheter angeordnet sind, sind aus DE 39 30 451 A1, WO 97/00647 oder WO 97/17009 be­ kannt.

Hiermit können sehr hohe Stromdichten realisiert und der Einwirkungsbereich des HF-Feldes besonders präzise bestimmt werden.

Aus WO 97/17009 ist auch eine bipolare Elektrodenanordnung mit einem Flüssigkeitskanal bekannt, über den Spülflüssig­ keit in den Eingriffsbereich eingebracht werden kann.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Elektroden­ anordnung der eingangs genannten Art zu schaffen, mit der auch in großen Behandlungsbereichen und über eine längere Eingriffsdauer eine effiziente Gewebskoagulation und zu­ gleich eine verringerte Belastung des Patienten erreichbar ist.

Die Aufgabe wird, ausgehend von einer Elektrodenanordnung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1, durch die im kenn­ zeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale ge­ löst.

Hierzu wurde festgestellt, daß der mit bekannten Elektro­ denanordnungen erreichbare Energieeintrag in das Körperge­ webe des Patienten und damit die Koagulationseffizienz spe­ ziell bei großräumigen Eingriffen - etwa der Behandlung von Lebermetastasen - mit zunehmender Operationsdauer absinkt. Hierdurch verlängert sich die benötigte Eingriffsdauer und erhöht sich die Belastung des Patienten zusätzlich.

Die Erfindung schließt den Gedanken ein, im Bereich der Elektrodenanordnung zur Einstellung eines vorteilhaften Wirktemperaturprofils im zu behandelnden Gewebe eine aktive Kühlung vorzunehmen, dabei jedoch ein Eintragen körperfrem­ der Stoffe in das Gewebe zu vermeiden.

Dieser Gedanke beruht auf der Erkenntnis der Erfinder, daß eine Gewebsaustrocknung und -karbonisierung infolge von Temperaturspitzen in der unmittelbaren Umgebung der Elek­ troden die Gewebsimpedanz in diesem Bereich stark erhöht und die Effizienz der Umwandlung von HF-Energie in thermi­ sche Energie mit zunehmender Behandlungsdauer drastisch re­ duzieren kann. Wird dagegen der Bereich, in dem sich diese Temperaturspitzen einstellen (in praxi die Elektrodenober­ fläche selbst) gekühlt, so ändert sich das räumliche Tempe­ raturprofil in vorteilhafter Weise dahingehend, daß die Ge­ websaustrockung wesentlich verringert und eine Karbonisie­ rung auf den Elektrodenoberflächen praktisch unterbunden werden kann. Damit entfällt ebenfalls ein unerwünschtes "Festbacken" des Gewebes an der Elektrode.

Zu diesem Zweck sind in einer besonders wirkungsvollen und zugleich kostengünstigen Ausführung die Elektrode(n) bzw. der Elektrodenträger mit einem gegen den Körper abgeschlos­ senen Hohlraum versehen, der derart mit einer Kühlmedium­ quelle in Fluidverbindung steht, daß das Kühlmedium - ins­ besondere über eine Durchflußmengensteuereinheit - die Elektrode bzw. deren Träger durchströmt. Als Kühlmedium wird im Hinblick auf die geringen Kosten und die einfache und sichere Handhabung bevorzugt destilliertes Wasser ein­ gesetzt. Daneben sind für spezielle Anwendungsfälle - ggfs. unter Beachtung spezifischer Sicherheitsvorkehrungen - auch andere als Kühlmittel bewährte Fluide einsetzbar, etwa Druckluft, flüssiger Stickstoff oder Silikonöl.

In einer anderen möglichen Ausführung weist die Elektrode bzw. der Elektrodenträger eine thermoelektrische Kühlein­ richtung, also ein oder mehrere Peltier-Elemente, auf. Da hierbei zusätzlich Mittel zur Abführung der auf der warmen Seite der Peltier-Elemente freigesetzten Wärme nach außer­ halb des Behandlungsbereiches benötigt werden, ist diese Variante konstruktions- und kostenaufwendiger und dürfte von geringerer praktischer Bedeutung sein.

In einer leicht herzustellenden und zu handhabenden Ausfüh­ rung weist der Elektrodenträger (mindestens) ein rohrförmi­ ges Element aus elektrisch isolierendem Material auf, auf dessen Mantelfläche eine oder mehrere Elektrode(n) und in dessen Innerem die Kühleinrichtung angeordnet sind.

Die Kühleinrichtung kann insbesondere so aufgebaut sein, daß im Inneren des rohrförmigen Elektrodenträgers bzw. von ebenfalls rohrförmig ausgebildeten Elektroden koaxial zu diesen ein mit einer Kühlmediumquelle verbundenes oder nach außerhalb des Körpers mündendes Innenrohr angeordnet ist, dessen Inneres nahe dem distalen Ende des Elektrodenträgers mit einem Ringraum zwischen Innenrohr und Elektrodenträger bzw. Elektroden in Fluidverbindung steht. Der Ringraum ist nach außerhalb des Körpers offen oder mit einem Eingang der Kühlmediumquelle verbunden. Hierbei strömt das Kühlmedium gemäß dem Gegenstromprinzip entweder über das Innenrohr in die Elektrodenanordnung, an deren distalem Ende in den Ringraum und am proximalen Ende aus diesem wieder aus oder umgekehrt.

In der bevorzugten Ausführung als bipolare Anordnung umfaßt die Anordnung zwei an ein und demselben Elektrodenträger angebrachte Elektroden, insbesondere in axialer Reihung.

Hierbei ist für beide Elektroden eine, insbesondere gemein­ same, Kühleinrichtung vorgesehen - beispielsweise die oben erwähnte Innenrohr-Gegenstromkühlung.

In der bevorzugten Ausführungsform dieser Variante weist das Trägerelement einen zylindrischen Querschnitt auf, wo­ bei die beiden Elektroden hohlzylindrisch ausgeführt und koaxial zur Längsachse des Trägerelements angeordnet sind. Die Elektroden können hierzu beispielsweise als metallische Beschichtung auf die Oberfläche des Trägerelements aufge­ bracht werden oder jeweils aus einer metallischen Hülse (z. B. aus Titan oder Nitinol) bestehen, die auf das Trä­ gerelement aufgeschoben wird und mit diesem eine Preßpas­ sung bildet.

In einer besonders einfachen und handhabungssicheren Aus­ führungsform dieser Anordnung wird die axiale Fixierung der Elektroden nicht durch ein durchgehendes Trägerelement be­ wirkt, sondern durch ein hohles Verbindungselement, welches die (ebenfalls hohlen) Elektroden an ihren Stirnseiten mit­ einander verbindet. Neben der axialen Fixierung der Elek­ troden hat das Verbindungselement auch die Aufgabe, die beiden Elektroden gegeneinander zu isolieren und besteht deshalb aus einem elektrisch isolierenden Material, bevor­ zugt PEEK (Polyetheretherketon). Die Elektroden, das Ver­ bindungsstück und die Zuleitung für das Kühlmedium (etwa ein relativ steifer PTFE-Schlauch, der zugleich als Griffstück dient) sind hierbei vorzugsweise ring- bzw. rohrförmig und weisen denselben Querschnitt auf, so daß die Oberfläche des Katheters geschlossen zylindrisch ist, wo­ durch die Einführung in den Körper erleichtert wird und un­ erwünschte Stromdichtespitzen weitgehend vermieden werden können.

In einer besonders variabel einsetzbaren, konstruktiv aber aufwendigeren Variante der bevorzugten bipolaren Anordnung ist der axiale Abstand zwischen den beiden Elektroden ein­ stellbar, um die Stromdichte- und damit die Heizleistungs­ verteilung zusätzlich variieren zu können. Beträgt die Iso­ latorlänge zwischen den beiden Elektroden in axialer Rich­ tung beispielsweise weniger als den doppelten Elektroden­ durchmessers, so lassen sich vorteilhaft kugelförmige Koa­ gulationsnekrosen erzielen, wohingegen die Form der Koagu­ lationsnekrosen bei größeren Isolatorlängen eher oval ist. Die geometrische Ausformung der Gewebekoagulation läßt sich durch die Kühlung wesentlich beeinflussen. Damit lassen sich primär kugelförmige Koagulationen erreichen.

Details der Elektrodenkonfigurationen sind in WO 97/17009 beschrieben.

Eine von der Erfindung Gebrauch machende Elektrochirurgie­ vorrichtung schließt in bevorzugter Ausgestaltung neben der/den Elektrode(n) und der eigentlichen Kühleinrichtung Steuermittel zur Festlegung eines vorteilhaften Wirktempe­ raturprofils im Behandlungsbereich ein. Diese umfassen ins­ besondere eine über eine Steuersignalverbindung zur Zufüh­ rung eines Kühlleistungs-Steuersignals mit der Kühleinrich­ tung verbundene Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung zur Steuerung der Kühlleistung und/oder von deren räumlicher Verteilung.

Die Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung kann zudem zur Erzeugung und Zuführung eines Heizleistungs-Steuersignals zur Steuerung der Wechselstromleistung und/oder von deren räumlicher Verteilung ausgebildet und über einen Steuerein­ gang mit der Wechselstromquelle verbunden sein, so daß sie neben der Kühleinrichtung auch die - als "Heizeinrichtung" im Gewebe wirkende - HF-Quelle steuern kann. Dies ermög­ licht in besonders flexibler Weise eine Steuerung des Be­ handlungsregimes bei längerdauernden Eingriffen.

Die Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung umfaßt bevorzugt eine interaktiv programmierbare Berechnungseinheit zur Be­ stimmung simulierter Wirktemperaturprofile aufgrund von Pa­ rametern des Gewebes und der Elektrodenanordnung und von angenommenen Parametern der Wechselstromquelle und der Küh­ leinrichtung und zur Variation der angenommenen Parameter zur Ermittlung eines optimierten Wirktemperaturprofils. In der Praxis wird man einen PC einsetzen, mit dem eine Be­ stimmung der räumlichen Temperaturverteilung und wahlweise von deren Zeitabhängigkeit erfolgen und auf dessen Bild­ schirm die simulierten Wirktemperaturprofile zugleich bild­ lich dargestellt werden können. Dem Operateur wird dadurch die Auswahl einer sinnvollen Kombination von Steuergrößen der Kühleinrichtung und der HF-Quelle schon vor einem Ein­ griff erheblich erleichtert.

Durch Plazierung mindestens eines mit einem Eingang der Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung verbundenen Tempera­ turfühlers in vorbestimmter Position relativ zur Elektro­ denanordnung im Körper, insbesondere an einer Elektrode oder dem Elektrodenträger läßt sich eine Verifizierung bzw. Reskalierung eines simulierten Wirktemperaturprofils wäh­ rend des Eingriffs vornehmen, so daß zu jedem Zeitpunkt die im weiteren Behandlungsverlauf anzuwendenden Parameter neu justiert werden können. Zusätzliche Möglichkeiten hierfür erschließt das Vorsehen einer Einrichtung zur Ermittlung der durch die Kühleinrichtung erzeugten Kühlleistung oder einer diese beeinflussenden Größe und/oder einer Einrich­ tung zur Ermittlung der durch die Wechselstromquelle abge­ gebenen Wechselstromleistung oder einer diese beeinflussen­ den Größe.

Indem die Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung bevorzugt Mittel zur Bestimmung und Speicherung einer Zeitabhängig­ keit des Kühlleistungs-Steuersignals und/oder des Heizlei­ stungs-Steuersignals und zur Ausgabe des jeweiligen Steuer­ signals entsprechend der gespeicherten Zeitabhängigkeit aufweist, kann eine hinsichtlich der Handhabungen des Ope­ rateurs vorab festgelegte Behandlung hinsichtlich der Steu­ ergrößen weitgehend automatisch ablaufen. Aktuelle Änderun­ gen der Steuergrößen bleiben dabei selbstverständlich mög­ lich, so daß der Operateur auch auf unvorhergesehene Ereig­ nisse flexibel reagieren kann. Da derartige Änderungen er­ faßt werden und in eine aktualisierte Simulationsrechnung einfließen können, können dem Arzt zeitnah wiederum die Konsequenzen für den weiteren Ablauf des Eingriffs verdeut­ licht werden.

Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind im übrigen in den Unteransprüchen gekennzeichnet bzw. werden nach­ stehend zusammen mit der Beschreibung der bevorzugten Aus­ führung der Erfindung anhand der Figuren näher dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 eine grafische Darstellung einer im Ergebnis einer Simulationsrechnung erhaltenen Stromdichteverteilung längs einer bipolaren Elektrodenanordnung mit zwei axial gegen­ einander versetzten Ringelektroden in Körpergewebe,

Fig. 2 eine schematische Darstellung der sich um eine Elektrodenanordnung gemäß Fig. 1 ohne Kühlung ausbildenden Gewebszustände,

Fig. 3 eine schematische Darstellung der sich um eine Elektrodenanordnung gemäß Fig. 1 mit gekühlten Elektroden ausbildenden Gewebszustände,

Fig. 4 eine vergleichende grafische Darstellung des Tem­ peraturverlaufes im Bereich einer ungekühlten und einer ge­ kühlten Elektrodenanordnung in Abhängigkeit vom Abstand von der Elektrodenoberfläche.

Die Fig. 5a und 5b vergleichende Darstellungen der Zeitabhängigkeit der im Verlaufe einer Koagulationsbehand­ lung gemessenen Gewebeimpedanz und der an das Gewebe abge­ gebenen elektrischen Leistung bei einer ungekühlten und ei­ ner gekühlten Elektrodenanordnung.

Die Fig. 6a und 6b schematische Längsschnittdarstellun­ gen einer bipolaren Elektrodenanordnung mit zwei axial ge­ geneinander versetzten, feststehenden Ringelektroden und Fluid-Innenkühlung gemäß einer Ausführungsform der Erfin­ dung,

Fig. 7 eine schematische Darstellung einer bipolaren Elektrodenanordnung mit gegeneinander verschieblichen Elek­ troden und Innenkühlung gemäß einer weiteren Ausführungs­ form der Erfindung,

Fig. 8 eine Prinzipskizze einer Elektrochirurgievorrich­ tung mit Meßanordnung zur Bestimmung wesentlicher Behand­ lungsgrößen,

Fig. 9 ein Struktogramm eines Simulationsprogramms zur On-line-Dosimetrie bei der interstitiellen HF-Thermothe­ rapie,

Fig. 10 eine bildliche Darstellung eines Simulationser­ gebnisses und

Fig. 11 ein Blockschaltbild der Wirktemperaturprofil- Steuereinrichtung der Elektrochirurgievorrichtung gemäß Fig. 8.

Fig. 1 zeigt in einer schematischen Längsschnittdarstellung eine im Ergebnis einer Simulationsrechnung der Erfinder er­ haltene Stromdichteverteilung längs einer bipolaren Elek­ trodenanordnung 10 mit einer Spitzenelektrode 12 und einer durch einen isolierenden Elektrodenträger 11 axial mit ei­ nem Abstand zur Spitzenelektrode 12 fixierten und gegenüber dieser isolierten Ringelektrode 13 in Körpergewebe 14. Der Abschnitt der Elektrodenanordnung 10 proximal der Ringelek­ trode 13 ist mit einer isolierenden Hülle 15 umgeben. Neben der Längsschnittdarstellung sind tabellarisch die bei der Darstellung des Simulationsergebnisses zugrundegelegten Stromdichtestufen a bis q und die maximale Stromdichte (max) aufgelistet.

Es ist bereits an den wenigen im Längsschnitt überhaupt er­ kennbaren Stromdichteflächen aus der Tabelle (im wesentli­ chen nur den durch die Linien a bis g repräsentierten Flä­ chen) zu erkennen, daß sich an der Spitze und jeweils in den Grenzbereichen der Elektroden 12, 13 zu den isolieren­ den Abschnitten 11, 15 der Anordnung Stromdichtespitzen ausbilden und die Stromdichte insgesamt schon mit geringem Abstand von den Oberflächen stark absinkt. Dies zeigt, daß davon auszugehen ist, daß der weitaus größte Teil der durch die Elektrodenanordnung 10 in das Körpergewebe 14 eingetra­ genen elektrischen Energie in den unmittelbar an die Elek­ trodenoberflächen angrenzenden Gewebsbereichen in thermi­ sche Energie umgesetzt wird. Die Gewebekoagulation beginnt in den Zonen höchster Stromdichte an den einander zugewand­ ten Elektrodenkanten.

Dies führt, wie in Fig. 2 skizziert ist, zur Ausbildung ei­ ner Austrocknungszone annähernd in der Gestalt eines schlan­ ken Roatationsellipsoids um eine derartige Elektrodenanord­ nung herum. Die in Fig. 2 dargestellte Elektrodenanordnung 20 umfaßt - in geringfügiger Modifikation gegenüber der in Fig. 1 gezeigten Ausbildung - zwei in einen zylindrischen Träger 21 eingelassene, gleichlange zylindrische Elektroden 22, 23, während die Spitze 20a hier isolierend ausgeführt ist. Das umgebende Gewebe 24 ist in Abhängigkeit von der Temperatur und den dadurch bewirkten Gewebsveränderungen in die Austrocknungszone 24A, eine Koagulationszone 24B und einen strukturell unveränderten ("nativen") äußeren Bereich 24C unterteilt. Direkt an der Oberfläche der Anordnung kann zudem - insbesondere bei hohem Leistungseintrag - eine (in der Figur nicht dargestellte) Karbonisierungsschicht bzw. -zone ausgebildet sein.

Die Ausbildung der Austrocknungszone 24A verschlechtert im Hinblick auf eine elektrochirurgische Behandlung dramatisch die elektrischen Eigenschaften des Behandlungsbereiches. Die Erhöhung der Impedanz infolge des Verschwindens von Ge­ websflüssigkeit führt zu einer erheblichen Verringerung der in diese Zone - und damit insgesamt in das Gewebe - einkop­ pelbaren elektrischen Energie. Zudem stellt eine Karboni­ sierungszone einen Bereich niedriger thermischer Leitfähig­ keit dar und verschlechtert die Behandlungseffizienz zu­ sätzlich.

Dies wurde in Messungen der Erfinder bestätigt, wie Fig. 5a zeigt. Diese Figur ist eine Darstellung der Zeitabhängig­ keit der im Verlaufe einer Koagulationsbehandlung gemesse­ nen Gewebeimpedanz und der an das Gewebe abgegebenen elek­ trischen Leistung bei einer ungekühlten Elektrodenanord­ nung. In der Figur ist zu erkennen, daß die Impedanz nach einem anfänglichen Absinken, das auf eine Anlagerung von Gewebsflüssigkeit an die Elektrodenoberfläche zurückzufüh­ ren sein dürfte, über eine gewisse Behandlungsdauer nahezu konstant bei einem Wert um 100 Ω liegt. Dies ermöglicht (bei der hier auf eine Maximalleistung von 10 W eingestell­ ten Anordnung) einen Energieeintrag von ca. 9 W. Nach ca. 6 min Behandlungsdauer steigt die Impedanz aber infolge der Austrocknung der Elektrode-Gewebe-Grenzschicht sprunghaft auf etwa das Vierfache an, was eine Verringerung der umge­ setzten elektrischen Leistung auf 2-3 W zur Folge hat.

In Fig. 3 ist schematisch dargestellt, wie sich das Vorse­ hen einer Innenkühlung der Elektrodenanordnung auf die sich im Behandlungsbereich ausbildenden Gewebszustände auswirkt. Die in Fig. 3 skizzierte Elektrodenanordnung 30 umfaßt - in­ soweit übereinstimmend mit der in Fig. 2 gezeigten Aus­ bildung - zwei in einen zylindrischen Träger 31 eingelasse­ ne, gleichlange zylindrische Elektroden 32, 33 und eine isolierende Spitze 30a. Mit Ziffer 35 und den Pfeilen am proximalen Ende des dargestellten Teils der Anordnung ist schematisch eine Fluid-Gegenstromkühlung bezeichnet. Das umgebende Gewebe 34 ist in eine gekühlte Zone 34A, eine Koagulationszone 34B und einen strukturell unveränderten äußeren Bereich 34C unterteilt. Die Ausbildung einer Karbo­ nisierungsschicht wird mit einer solchen Anordnung entweder überhaupt nicht beobachtet, oder diese beginnt jedenfalls nicht direkt an;der Elektrodenoberfläche.

Die in Fig. 3 skizzierten Verhältnisse lassen sich auch ei­ ner vergleichenden grafischen Darstellung des räumlichen Temperaturverlaufes im Bereich einer ungekühlten und einer gekühlten Elektrodenanordnung entnehmen, wie sie im oberen Bereich von Fig. 4 gegeben ist. Der untere Teil dieser Fi­ gur stellt eine Skizze zur Erläuterung der in den Funkti­ onskurven verknüpften Größen und zugleich der äußeren Form der Elektrodenanordnung dar.

Aus den Funktionskurven T(r) - die die Verhältnisse zu ei­ nem Zeitpunkt kurz nach Beginn des Anlegens der Wechsel­ spannung zeigen - ist deutlich zu ersehen, daß sich die Koagulationszone bei einer gekühlten Anordnung um einen Ra­ dius-Differenzwert Ar ausweitet. Schon dies belegt die hö­ here Effizienz der gekühlten Anordnung. Zur Funktionskurve für die gekühlte Anordnung ist zu bemerken, daß in der Pra­ xis nach einer gewissen Behandlungsdauer auch im Elektro­ den-Grenzbereich die Koagulationstemperatur überschritten wird, so daß auch in diesem Bereich ein Behandlungserfolg eintritt.

Fig. 5b zeigt die Zeitabhängigkeit der Gewebsimpedanz und der an das Gewebe abgegebenen elektrischen Leistung bei ei­ ner gekühlten Elektrodenanordnung. Es ist zu erkennen, daß die Impedanz (wiederum nach anfänglichem Absinken) und die umgesetzte Leistung über die Behandlungsdauer praktisch konstant bleiben.

Fig. 6a und 6b sind eine teilweise geschnittene sowie eine Längsschnittdarstellung (in verschiedenen Schnittebenen) einer gekühlten bipolaren Elektrodenanordnung 60 als Appli­ kator für die HF-induzierte interstitielle Thermotherapie von pathologischem Gewebe. Diese umfaßt einen rohrförmigen Kunststoffträger 61a, zwei axial gegeneinander versetzte, feststehende metallische Ringelektroden 62, 63, die über einen ringförmigen Kunststoff-Zwischenträger 61b fixiert und gegeneinander isoliert sind, eine Kunststoffspitze 61c, ein Innenrohr 64 sowie einen Innenrohr-Abstandshalter 64a. Die Elektroden sind über (in der Figur nicht dargestellte) Leitungen aus hochflexibler Kupferlitze an einen HF-Generator angeschlossen.

Die Elektroden 62, 63 haben - je nach Anwendungsgebiet - einen Durchmesser im Bereich zwischen 1 und 5 mm und eine Länge von 2 bis 30 mm. Sie sind im Beispiel als NITINOL-Röhr­ chen ausgeführt und auf die aus hochtemperaturfestem PEEK (Polyethyletherketon) gefertigten Kunststoffteile 61a, 61b und 61c aufgeschoben und mittels hochtemperaturfestem Kleber aufgeklebt. Der Durchmesser der Kunststoffteile ist an den der Elektroden angepaßt; die Länge des Zwischen­ stücks beträgt das 1,5- bis 3fache des Elektrodendurchmes­ sers. Die auf den Kunststoffteilen aufliegenden Elektroden­ bereiche sind mit PTFE beschichtet. Das Innenrohr 64 be­ steht aus PTFE. Anstelle der genannten können auch andere bewährte biokompatible und ausreichend temperaturbeständige Materialien eingesetzt werden.

Die Elektrodenanordnung 60 wird mit einer HF-Leistung von bis zu 100 W (bei der Behandlung von Lebermetastasen oder benigner Prostata-Hyperplasie beispielsweise 50-60 W) be­ trieben. Als Kühlmedium wird in das Innenrohr 64 steriles destilliertes Wasser mit einer Temperatur im Bereich zwi­ schen 0 und 80°C (beispielsweise Raumtemperatur) unter ei­ nem Druck zwischen 0 und 3 bar (beispielsweise 1 bar) mit einer Flußrate (flow) bis zu 200 ml/min (im o.g. Beispiel von 40-60 ml/min) eingeleitet. Das Wasser durchströmt das Innenrohr bis zu dessen distalem Ende im Bereich der Spitze 61c, gelangt dort in den Ringraum 65 zwischen dem Innenrohr und der Außenwandung der Anordnung und strömt in diesem zu­ rück nach außerhalb des Körpers, wo es abgeleitet wird.

Fig. 7 zeigt schließlich in schematischer Darstellung ei­ nen weiteren Elektrodenkatheter 70, der eine Einstellung des Elektrodenabstands ermöglicht, um die Feld- und Strom­ dichteverteilung im Therapiegebiet beeinflussen zu können. Hierzu weist der Katheter 70 ein zylindrisches Trägerele­ ment 71 aus elektrisch isolierendem Material auf, nahe des­ sen distalem Ende eine erste Elektrode 72 als ringförmige metallische Beschichtung aufgebracht ist. Das Trägerelement 71 wird in seinem isolierenden Bereich von einer es umge­ benden hohlzylindrisch ausgeführten zweiten Elektrode 73 axial verschieblich geführt, um den Elektrodenabstand ein­ stellen zu können und damit eine zusätzliche Möglichkeit zur Variation des Wirktemperaturprofils im Behandlungsbe­ reich verfügbar zu haben.

Fig. 8 ist eine Prinzipskizze einer Elektrochirurgievor­ richtung 80 mit einem HF-Generator 81, einem Elektrodenka­ theter (auch als "HF-Nadel" bezeichnet) 82, einer Kühlmit­ telpumpe 83 sowie einer Meß- und Auswertungsanordnung zur Bestimmung wesentlicher Behandlungsgrößen. Die Meß- und Auswertungsanordnung umfaßt hier ein Speicheroszilloskop 84 zur Erfassung der elektrischen Größen, einen Durchflußmen­ genmesser 85 zur Erfassung des Kühlmitteldurchsatzes, einen im Behandlungsbereich angeordneten T-Sensor 86 und über ei­ ne geeignete Meßdaten-Schnittstelle mit den Meßgeräten 83 bis 85 verbundenen PC 87 zur Auswertung der Meßwerte.

Eine solche Anordnung ist bei Auswahl geeigneter Stellglie­ der, d. h. eines steuerbaren HF-Generators und einer steuer­ baren Kühlmittelpumpe, die durch - in der Figur strichpunk­ tiert gezeichnete - Steuerleitungen mit dem PC (oder einer gesonderten, mit dem PC verbundenen Steuereinheit) verbun­ den sind, zugleich zur Steuerung der wesentlichen Behand­ lungsgrößen HF-Ausgangsleistung und Kühlleistung im Verlau­ fe eines elektrochirurgischen Eingriffs anhand einer Wirkleistungs- und Impedanz- und/oder Temperaturmessung im Behandlungsraum einsetzbar.

Methodische Grundlage einer Darstellung des Therapieverlau­ fes ist eine auf der Methode der finiten Differenzen zur Lösung der die elektrischen und thermischen Vorgänge be­ schreibenden Differentialgleichungen beruhende Simulations­ rechnung. Deren grundsätzlicher Ablauf ist in Fig. 9 skiz­ ziert, die keines weiteren Kommentars bedarf.

Fig. 10 gibt eine bildliche Darstellung eines Simulati­ onsergebnisses, wie sie auf einem Computerbildschirm er­ scheint. Dargestellt sind die T-Verteilung und die Grenze des Behandlungsbereiches ("Damaged") um einen Applikator, der auf einem isolierenden Trägerkörper 101 zwei axial ge­ reihte Elektroden 102 und 103 trägt.

Fig. 11 zeigt ein Funktions-Blockschaltbild eines Ausfüh­ rungsbeispiels der integrierten Auswertungs- und Steuerein­ richtung 87 des HF-Applikationssystems 80 aus Fig 8. Die peripheren Komponenten sind in Fig. 8 dargestellt und daher in Fig. 11 weggelassen.

Die Auswertungs- und Steuereinrichtung 87 umfaßt als Haupt­ komponenten eine Ablaufsteuerung (Controller) 87.1, eine Wirktemperaturprofil-Berechnungseinheit 87.2 und eine Steu­ ergrößen-Berechnungseinheit 87.2. Diesen Komponenten sind jeweils in üblicher Weise gesonderte Programm- und Daten­ speicher 87.2a, 87.2b bzw. 87.3a, 87.3b und gemeinsam eine I/O-Schnittstelle 87.4, eine Eingabeeinheit 87.5 und eine Anzeigeeinheit 87.6 zugeordnet. Der Steuergrößen-Berech­ nungseinheit 87.3 ist ausgangsseitig zusätzlich ein Steuer­ ablaufspeicher 87.6 zur Speicherung von berechneten Zeitab­ hängigkeiten des Kühl- und wahlweise auch des Heizlei­ stungs-Steuersignals zugeordnet, dessen (nicht gesondert dargestellte) Zugriffssteuerung mit dem Controller 87.1 verbunden ist.

Im Programm- und im Datenspeicher 87.2a, 87.2b der Wirktem­ peraturprofil-Berechnungseinheit 87.2 sind insbesondere das oben erwähnte Simulationsprogramm ("Dosimetrieprogramm") und die zur Ausführung erforderlichen Datensätze gespei­ chert, die durch aktuelle Eingaben über die Eingabeeinheit 87.5 bedienerseitig und bei Eingang neuer Meßdaten über die Schnittstelle 87.4 automatisch aktualisiert werden können. Damit ist in jeder Phase einer Behandlung die Gewinnung ei­ nes aktuellen Simulationsergebnisses für das Wirktempera­ turprofil (vgl. Fig. 10) und damit einer Prognose über den weiteren Behandlungsverlauf möglich.

Im Programm- und im Datenspeicher 87.3a, 87.3b der Steuer­ größen-Berechnungseinheit 87.3 sind insbesondere Algorith­ men und Parametersätze gespeichert, die eine Zuordnung kon­ kreter Steuerdatensätze zu Wirktemperaturprofildatensätzen ermöglichen, ggfs. auch bereits direkt zugreifbare Steu­ erdatentabellen. Komplette Steuerdatensätze für eine Ge­ samtbehandlung können nach Abschluß einer vorbereitenden oder aktualisierten Simulationsrechnung in den Steuerablauf­ speicher 87.6 verschoben werden, von wo sie über den Con­ troller 87.1 zur automatischen Zeitablaufsteuerung der Be­ handlungsparameter zur Einstellung der Kühlmittelpumpe 83 und des HF-Generators 81 ausgegeben werden können. Auch hierbei ist ein korrigierender Eingriff des Operateurs in jeder Phase möglich.

Die Erfindung beschränkt sich in ihrer Ausführung nicht auf die vorstehend angegebenen bevorzugten Ausführungsbeispie­ le. Vielmehr ist eine Anzahl von Varianten denkbar, welche von der dargestellten Lösung auch bei grundsätzlich anders gearteten Ausführungen Gebrauch macht.

Claims (17)

1. Elektrodenanordnung (30; 60; 82) zur elektrothermi­ schen Behandlung des menschlichen oder tierischen Körpers, insbesondere zur Gewebekoagulation, mit mindestens einer auf einem Elektrodenträger (31; 61a-c) angeordneten Elek­ trode (32, 33; 62, 63) zur Einführung in den Körper, die über eine Zuleitung mit einer Wechselstromquelle (81) ver­ bunden ist, gekennzeichnet durch eine steuerbare Kühleinrichtung (35; 64, 65; 83) zur Beein­ flussung des Wirktemperaturprofils im Behandlungsbereich (34)

2. Elektrodenanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Elektrode (62, 63) und/oder der Elektro­ denträger (61a, 61b) einen gegen den Körper abgeschlossenen Hohlraum (64, 65) aufweist, der mit einer Kühlmediumquelle, insbesondere über eine Durchflußmengensteuereinrichtung (83, 87), in Fluidverbindung steht.

3. Elektrodenanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Elektrode und/oder der Elektrodenträger eine thermoelektrische Kühleinrichtung aufweist.

4. Elektrodenanordnung nach einem der vorangehenden An­ sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Elektrodenträger ein rohrförmiges Element (61a, 61b) aus elektrisch isolie­ rendem Material aufweist, auf dessen Mantelfläche die Elek­ trode (62, 63) und in dessen Innerem die Kühleinrichtung (64, 65) angeordnet sind.

5. Elektrodenanordnung nach Anspruch 4, dadurch gekenn­ zeichnet, daß im Inneren eines rohrförmigen Elektrodenträ­ gers (61a, 61b) und/oder einer rohrförmigen Elektrode (62, 63) ein mit einer Kühlmediumquelle verbundenes oder extra­ korporal offenes Innenrohr (64) angeordnet ist, dessen In­ neres nahe dem distalen Ende der Elektrodenanordnung mit einem Ringraum (65) zwischen Innenrohr und Elektrodenträger bzw. Elektrode in Fluidverbindung steht, und daß der Ring­ raum extrakorporal offen oder mit einem Eingang der Kühlme­ diumquelle verbunden ist derart, daß Kühlmedium über das Innenrohr in die Elektrode bzw. den Elektrodenträger ein­ strömen und über den Ringraum aus diesem wieder aus strömen kann oder umgekehrt.

6. Elektrodenanordnung nach einem der vorhergehenden An­ sprüche, gekennzeichnet durch die Ausbildung als bipolare Anordnung, die insbesondere zwei an ein und demselben Elek­ trodenträger (31; 61a, 61b) angebrachte Elektroden (32, 33; 62, 63) umfaßt.

7. Elektrodenanordnung nach Anspruch 6, dadurch gekenn­ zeichnet, daß eine, insbesondere gemeinsame, Kühleinrich­ tung (35; 64, 65) für beide Elektroden (32, 33; 62, 63) vorgesehen ist.

8. Elektrochirurgievorrichtung mit einer Elektrodenan­ ordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß eine über eine Steuersignalverbindung zur Zuführung eines Kühlleistungs-Steuersignals mit der Kühleinrichtung (83) verbundene Wirktemperaturprofil-Steu­ ereinrichtung (87) zur Steuerung der Kühlleistung und/oder von deren räumlicher Verteilung vorgesehen ist.

9. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Wirktemperaturprofil-Steuerein­ richtung (87) zur Zuführung eines Heizleistungs-Steuer­ signals zur Steuerung der Wechselstromleistung und/oder von deren räumlicher Verteilung zusätzlich über einen Steuer­ eingang mit der Wechselstromquelle (81) verbunden ist.

10. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Wirktemperaturprofil-Steu­ ereinrichtung (87) eine interaktiv programmierbare Berech­ nungseinheit (87.2) zur Bestimmung simulierter Wirktempera­ turprofile aufgrund von Parametern des Gewebes und der Elektrodenanordnung (82) und von angenommenen Parametern der Wechselstromquelle (81) und der Kühleinrichtung (83) und zur Variation der angenommenen Parameter zur Ermittlung eines optimierten Wirktemperaturprofils umfaßt.

11. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, gekennzeichnet durch mindestens einen mit einem Eingang der Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung (87) verbundenen, in vorbestimmter Position relativ zur Elektro­ denanordnung im Körper, insbesondere benachbart zu einer Elektrode oder dem Elektrodenträger, anordenbaren Tempera­ turfühler (86)

12. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 10 und 11, dadurch gekennzeichnet, daß der oder die Temperaturfühler (86) zur Verifizierung bzw. Korrektur eines simulierten Wirktemperaturprofils mit einem Eingang der Berechnungsein­ heit (87.2) verbunden ist/sind.

13. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 12, gekennzeichnet durch eine ausgangsseitig mit ei­ nem Eingang der Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung ver­ bundene Einrichtung zur Ermittlung der durch die Kühlein­ richtung erzeugten Kühlleistung oder einer diese beeinflus­ senden Größe.

14. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 13, gekennzeichnet durch eine ausgangsseitig mit ei­ nem Eingang der Wirktemperaturprofil-Steuereinrichtung ver­ bundene Einrichtung (81) zur Ermittlung der durch die Wech­ selstromquelle abgegebenen Wechselstromleistung oder einer diese beeinflussenden Größe.

15. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Ermittlung der Kühlleistung und/oder die Einrichtung zur Ermittlung der Wechselstromleistung zur Verifizierung bzw. Korrektur eines simulierten Wirktemperaturprofils mit einem Eingang der Berechnungseinheit (87.2) verbunden ist/sind.

16. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnungsein­ heit (87.2) Mittel zur Bestimmung der räumlichen Wirktempe­ raturverteilung und wahlweise von deren Zeitabhängigkeit aufweist.

17. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der vorher­ gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Wirk­ temperaturprofil-Steuereinrichtung Mittel (87.1, 87.2, 87.6) zur Ermittlung und Speicherung einer Zeitabhängigkeit des Kühlleistungs-Steuersignals und/oder des Heizleistungs- Steuersignals und zur Ausgabe des jeweiligen Steuersignals entsprechend der gespeicherten Zeitabhängigkeit aufweist.