DE202009001333U1

DE202009001333U1 - Ablationsleistungsindikator für elektrochirurgische Geräte

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Publication number: DE202009001333U1
Application number: DE202009001333U
Authority: DE
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 2008-02-14
Filing date: 2009-02-04
Publication date: 2009-06-18
Anticipated expiration: 2019-02-05
Also published as: GB2457354A; US9358063B2; GB0900604D0; GB2457354B; US20090209956A1

Abstract

Ein System zur Bestimmung eines Zustands eines elektrochirurgischen Instruments, das umfasst:
eine Elektrodenschaltung, die eine Stromzufuhr in elektrischer Verbindung mit einer Elektrode aufweist;
eine Stromsensorschaltung in Verbindung mit der Elektrodenschaltung über einen Strommesswandler, und
wobei die Stromsensorschaltung einen Prozessor umfasst, der konfiguriert ist, um ein Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis basierend auf einem Spitzenwert und einer zeitgemittelten Amplitude einer Stromwellenform zu berechnen, erfasst aus der Elektrodenschaltung über den Messwandler.

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft Ablationsleistungsindikatoren für elektrochirurgische Geräte. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung einen Apparat zur Bestimmung des Ablationszustands eines elektrochirurgischen Geräts durch Messung einer Kurvenform der Stromwellenform.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Elektrochirurgie verwendet typischerweise das Anlegen von Hochfrequenzströmen zum Schneiden oder zur Ablation von Gewebestrukturen, entweder unter Verwendung einer monopolaren oder einer bipolaren Konfiguration. Monopolare Konfigurationen verwenden ein Instrument, das eine einzige Elektrode aufweist, und sind auf externe Erdung des Patienten angewiesen, während bipolare Konfigurationen sowohl eine aktive als auch eine Neutralelektrode am Instrument selbst zum Anlegen eines Stroms zwischen den Elektroden verwenden.
Elektrochirurgische Verfahren und Techniken sind insbesondere zur Reduzierung von Blutung und Trauma beim Patienten geeignet, was beides typischerweise mit chirurgischen Verfahren verbundenen ist. Die Radiofrequenzströme (RF-Ströme), die von elektrochirurgischen Geräten angelegt werden, werden jedoch typischerweise durch Verwendung von Stellsignalen geregelt, die errechnete Werte für Effektivspannung und Effektivstrom anzeigen. Im Allgemeinen wird ein Strommesswandler verwendet, um die Menge an RF-Strom zu messen, die durch die Ablationselektrode fließt, sodass dieser gemessene Strom verwendet werden kann, um den Effektivstrom mit Hilfe eines Signalumsetzers abzuleiten, der zuerst das RF-Strom-Eingangssignal quadriert und dann das quadrierte Signal über eine vorgeschriebene Zeitspanne mittelt. Der Signalumsetzer berechnet dann die Quadratwurzel des quadrierten Mittelwerts, was den Effektivstrom ergibt. Demnach kann das Effektivstromsignal die Form eines sich relativ langsam ändernden Signals annehmen, verglichen mit dem sich schnell ändernden RF-Strom-Eingangssignal.
Ebenso kann ein Spannungsmesswandler verwendet werden, um die Effektivspannung mit Hilfe eines Effektivspannungsumsetzers abzuleiten, der das RF-Spannungs-Eingangssignal quadriert und es dann über dieselbe vorgeschriebene Zeitspanne mittelt. Der Signalumsetzer errechnet dann die Quadratwurzel des quadrierten Mittelwerts der Spannung, was die Effektivspannung ergibt. Diese Effektivwerte können verwendet werden, um den Betrieb der Stromzufuhr zu regeln, um die RF-Ausgangsspannung innerhalb eines gewünschten Bereichs oder bei einem konstanten Wert zu halten, oder um den Strom zu regeln, der durch die Ablationselektrode zugeführt wird. Eine derartige Regelung erlaubt dem Arzt, die Ablation oder Koagulation von Gewebe in einer kontrollierten Weise und kann auch als elementare Eingangswerte für Steueralgorithmen für andere Geräte dienen.
Die Verwendung dieser Effektivwerte zieht jedoch nicht die Änderungen in der Kurvenform der angelegten Spannungs- und Strompegel in Betracht, wenn das Gerät in verschiedene Betriebsarten wechselt, insbesondere in thermische Modi (nichtablativ) und Plasmamodi (ablativ), was somit möglicherweise zu dem unpräzisen Anlegen von Spannung an das behandelte Gewebe führt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Es besteht daher ein Bedarf für die Bestimmung des ablativen Zustands eines elektrochirurgischen Geräts durch direkte Messung einer Kurvenform der Stromwellenform, statt errechnete Effektivwerte zu nutzen, um genau zu bestimmen, ob sich ein Gerät in einem ablativen Zustand oder einem nicht ablativen Zustand befindet. Es wird ein System beschrieben zur Charakterisierung und Messung der Ablationsleistung an der Elektrode eines arthroskopischen elektrochirurgischen Geräts. Die alleinige Verwendung von Effektivwerten zur Regelung der Zuführung eines vorbestimmten Energieniveaus in einen Gewebebereich in elektrochirurgischen Systemen zieht womöglich die Änderungen in der Kurvenform nicht in Betracht, wenn das Gerät in verschiedene Betriebsarten, z. B. thermischen Modus (nichtablativ) und Plasmamodus (ablativ), wechselt.
Wie hier erörtert, ist Ablation durch die Erzeugung einer Plasmaentladung an der Elektrodenanordnung einer elektrochirurgischen Sonde gekennzeichnet, wobei die typische Spannungswellenform eine Rechteckschwingung ist, und Verwendung eines derartigen Plasmas um Teile eines Zielgewebes zu dissoziieren. Die gemessene Stromwellenform kann sich typischerweise einer Rechteckschwingung nähern, wenn das elektrochirurgische System im thermischen Modus betrieben wird, sowie während einer anfänglichen Zeitspanne bevor der Plasmamodus aktiv wird, wobei die Stromwellenform sich ungefähr der Form der Rechteckspannung annähert. Wenn jedoch Plasmaentladung gestartet wird und die Elektrodenanordnung mit der Entladung beginnt, nimmt die Stromwellenform ein deutlich anderes Aussehen an, wobei der Strom durch eine Spitze an der Vorderflanke einer jeden Halbwelle gekennzeichnet ist, gefolgt von einem viel niedrigeren Pegel für die verbleibende Dauer der Halbwelle.
Das vorliegende System erkennt bevorzugt einen Unterschied zwischen den beiden Kurvenformen, z. B. zwischen der anfänglichen Rechteckschwingung des Signals (wenn das System sich im thermischen Modus befindet) und einer Spitzen-Wellenform (wenn das System sich im Plasmamodus befindet), durch Betrachtung des Scheitelfaktors C, der für eine Wellenform definiert ist als C = X_SPITZE/X_EFFEKTIV, wobei X_SPITZE der Spitzenwert der Wellenform ist und X_EFFEKTIV der Effektiv- oder zeitgemittelte Wert der Wellenform über ein bestimmtes Zeitintervall. Der Scheitelfaktor kann auch definiert werden als das Verhältnis von Spitzen- zu Mittelwert. Wenn eine Strombelastung angelegt wird, wie während eines ablativen Zustands, weicht die Wellenform weiter von einer Rechteckschwingung ab und der Scheitelfaktor nimmt zu. Zum Beispiel beträgt der Scheitelfaktor der Stromwellenform wenn Ablation aktiv ist und das System sich im Plasmamodus befindet, ein Vielfaches des Wertes bei nicht aktivem ablativen Zustand.
Eine Messung des Scheitelfaktors kann daher verwendet werden zur Bestimmung des Zustands an der Elektrode, z. B., ob die angewandte Energie eine gewünschte ablative Wirkung an der Elektrode verursacht. Dieses Verfahren kann Echtzeitmessungen des Effektivwerts und Stromspitzenwerte zusammen mit dem Scheitelfaktor liefern. Darüber hinaus können diese Parameter als Grenzwerte oder Eingangswerte für Steueralgorithmen verwendet werden oder als Eingangswerte für einen Mechanismus, um einem Anwender anzuzeigen, ob das Gerät in seinem ablativen oder nichtablativen Zustand ist.
Die vorliegende Offenbarung umfasst etliche wichtige technische Vorzüge. Ein technischer Vorzug besteht in der Bereitstellung einer Schaltung, ausgelegt zur Bestimmung, ob eine Elektrode sich in einem ablativen oder nichtablativen Zustand befindet. Ein weiterer technischer Vorzug besteht in der Bereitstellung eines Ablationsleistungsindikators an einem elektrochirurgischen Gerät. Für Fachleute und aus den hier bereitgestellten Figuren, der Beschreibung und den Ansprüchen, werden zusätzliche Vorzüge ersichtlich sein.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt ein beispielhaftes elektrochirurgisches System für ein Gerät, das zur Behandlung verschiedener Geweberegionen ausgelegt ist.
2 stellt eine beispielhafte elektrochirurgische Sonde dar, die im Allgemeinen einen verlängerten Schaft umfasst, der biegsam oder steif sein kann, einen Griff, der mit dem proximalen Ende des Schafts verbunden ist, und eine Multielektrodenanordnung.
3 zeigt eine typische Rechteckschwingung einer angelegten Spannung.
4 stellt ein Beispiel dar für eine Stromwellenform, die sich einer Rechteckschwingung annähert, wenn Ablation inaktiv ist, und die nachfolgende Spitzen-Wellenform, die aus der Aktivierung der Ablation resultiert.
5 stellt schematisch ein Beispiel einer elektrischen Schaltung dar, die zur Messung einer Stromwellenform eines elektrochirurgischen Geräts genutzt werden kann.
6 zeigt ein Diagramm, das eine Stromwellenform darstellt in der Form einer Sinuswelle und die Testzeitspanne zum Erhalten von Messungen der Wellenform.
7 stellt die gemessenen Abtastungen dar, die eine angemessene Näherung der Wellenform bereitstellen.
8 zeigt ein Flussdiagramm, das ein Verfahren gemäß der Lehre der vorliegenden Offenbarung zeigt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Wie hier erörtert, ist Ablation durch die Erzeugung einer Plasmaentladung an der Elektrodenanordnung einer elektrochirurgischen Sonde gekennzeichnet, wobei die typische Spannungswellenform eine Rechteckschwingung ist, und Verwendung eines solchen Plasmas, um Teile eines Zielgewebes zu dissoziieren. Mit anderen Worten, wie hier erörtert, soll der Begriff „Ablation" die Entfernung, das Schneiden oder die Resektion von Zielgewebe bedeuten, in dem eine Plasmaentladung oder ein Plasmafeld, das sich in der Nachbarschaft einer aktiven Elektrodenanordnung aufgebaut hat, wesentlich ein(e) derartige(s) Entfernung, Schneiden oder Resektion bewirkt. Des Weiteren soll Ablation nicht die Entfernung, das Schneiden oder die Resektion von Gewebe bedeuten, wo kein erhebliches Plasma- oder Plasmafeld aufgebaut wird, und wo das hauptsächliche Mittel zum Bewirken der Entfernung, des Schneidens oder der Resektion darin besteht, Strom direkt durch das Gewebe zu leiten (z. B. ein Bovie-Gerät). Da Ablation typischerweise durch die Erzeugung einer Plasmaentladung an der Elektrodenanordnung einer elektrochirurgischen Sonde gekennzeichnet ist, kann die typische gemessene Stromwellenform sich einer Rechteckschwingung annähern, bevor der Plasmamodus gewechselt wird, während das System sich noch im thermischen Modus befindet. Wenn jedoch Plasmaentladung gestartet wird und die Elektrodenanordnung zu feuern beginnt, nimmt die Stromwellenform ein deutlich anderes Aussehen an, wobei der Strom im Allgemeinen durch eine Spitze an der Vorderflanke einer jeden Halbwelle gekennzeichnet ist, gefolgt von einem wesentlich niedrigeren Pegel für die verbleibende Dauer des Halbwelle.
Wie hier beschrieben, wird der Scheitelfaktor C bevorzugt verwendet, um einen Unterschied zwischen den beiden Wellenformen zu erkennen, z. B. zwischen der anfänglichen Rechteckschwingung des Signals (vor der Initiation des Plasmamodus) und einer Spitzen-Wellenform (wenn die Ablation aktiv ist). Wenn das elektrochirurgische System in den ablativen Zustand wechselt, weicht die Kurvenform von einer Rechteckschwingung ab und der Scheitelfaktor nimmt zu. Eine Messung des Scheitelfaktors kann daher zur Bestimmung des Zustands an der Elektrode verwendet werden, z. B., ob die ablative Energie eine gewünschten ablative Wirkung an der Elektrode verursacht. Dieses Verfahren kann bevorzugt Echtzeitmessungen des Effektivwerts und der Spitzenwerte liefern, zusammen mit dem Scheitelfaktor. Darüber hinaus können diese Parameter als Grenzwerte oder Eingangswerte für Steueralgorithmen verwendet werden oder als Eingangswerte für einen Mechanismus, um einem Anwender anzuzeigen, ob das Gerät in seinem ablativen oder nichtablativen Zustand ist.
Bei vielen elektrochirurgischen Verfahren wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der(den) aktiven Elektrode(n) und einer oder mehreren Neutralelektrode(n) angelegt, um hohe elektrische Feldstärken in der Nähe der Zielgewebestelle zu entwickeln. Die hohen elektrischen Feldstärken führen zu durch das elektrische Feld induziertem molekularen Abbau von Zielgewebe durch molekulare Dissoziation (anstelle von thermaler Verdunstung oder Verkohlung). Diese molekulare Desintegration entfernt die Gewebestruktur vollständig, im Gegensatz zu einer Dehydrierung des Gewebematerials durch die Entfernung von Flüssigkeit aus den Zellen des Gewebes, wie es typischerweise der Fall ist bei elektrochirurgischer Desikkation und Verdampfung.
Die hohen elektrischen Feldstärken können durch Anlegen einer Hochfrequenzspannung erzeugt werden, die ausreichend ist, um eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit zu verdampfen, über wenigstens einen Teil der aktiven Elektrode(n) in dem Bereich zwischen der distalen Spitze der aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe. Die elektrisch leitfähige Flüssigkeit kann ein Gas oder eine Flüssigkeit sein, wie isotonische Kochsalzlösung, die an der Zielstelle verabreicht wird, oder eine visköse Flüssigkeit, wie ein Gel, das sich auf der Zielstelle befindet. Bei der letzteren Ausführungsform ist(sind) die aktive(n) Elektrode(n) während des chirurgischen Verfahrens in das elektrisch leitfähige Gel eingetaucht. Da die Dampfschicht oder der verdampfte Bereich einen relativ hohen elektrischen Widerstand aufweist, minimiert er den Stromfluss in die elektrisch leitfähige Flüssigkeit. Diese Ionisierung induziert, unter optimalen Bedingungen, die Entladung von energetischen Elektronen und Photonen aus der Dampfschicht auf die Oberfläche des Zielgewebes. Eine detailliertere Beschreibung dieses Phänomens der kalten Ablation, als Coblation^® bezeichnet, findet man im gemeinschaftlich erteilten US-Patent Nr. 5 683 366 , dessen vollständige Offenbarung hier durch Referenz im vollem Umfang eingeschlossen ist.
Die Systeme zur selektiven Applikation von elektrischer Energie auf eine Zielstelle innerhalb oder an dem Körper eines Patienten können insbesondere bei Verfahren erreicht werden, bei denen die Gewebestelle vollständig oder teilweise mit einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit überschwemmt ist oder in diese eingetaucht ist, wie während arthroskopischer Operation an Knie, Schulter, Knöchel, Hüfte, Ellenbogen, Hand, Fuß, usw. Andere Geweberegionen, die durch das hier beschriebene System behandelt werden können, können auch umfassen, sind aber nicht begrenzt auf Prostatagewebe und im Uterus lokalisierte Leinmyome (Fibrome), Zahnfleischgewebe und im Mund lokalisierte Schleimhautgewebe, Tumore, Narbengewebe, Myokardgewebe, Kollagengewebe innerhalb des Auges oder epidermales und dermales Gewebe auf der Oberfläche der Haut, usw. und können in der Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Gels verwendet werden oder wo ausreichend elektrisch leitfähige Flüssigkeit zur Verfügung steht (entweder an die Zielstelle verabreicht oder natürlicherweise an der Zielstelle vorhanden). Andere Verfahren, die ausgeführt werden können, können auch umfassen Laminektomie/Disketomie-Verfahren zur Behandlung von Bandscheibenprolaps, dekompressive Laminektomie bei Stenose in der lumbosakralen und zervikalen Wirbelsäule, posterior lumbosakrale und zervikale Wirbelsäulenfusionen, Behandlung von Skoliose bei Wirbelerkrankungen, Foraminotomie zur Entfernung des Dachs der intervertebralen Foramen zur Behebung von Nervenwurzelkompression, sowie anterior zervikale und lumbare Diskektomie. Geweberesektion innerhalb zugängiger Stellen des Körpers, die geeignet sind für Elektrodenschlaufen-Resektion, wie die Resektion von Prostatagewebe, im Uterus lokalisierten Leiomyomen (Fibromen) und anderen erkranktem Gewebe innerhalb des Körpers, kann ebenfalls durchgeführt werden.
Andere Verfahren, die durchgeführt werden können, wobei mehrere Gewebetypen vorliegen, können auch umfassen z. B. die Resektion und/oder Ablation des Meniskus und des Synovialgewebes innerhalb eines Gelenks während eines arthroskopischen Verfahrens. Es ist ersichtlich, dass die hier beschriebenen Systeme und Verfahren gleichermaßen angewandt werden können auf Verfahren, die andere Gewebe des Körpers betreffen, sowie auf andere Verfahren, einschließlich offener Verfahren, intravaskulärer Verfahren, Urologie, Laparoskopie, Arthroskopie, Thorakoskopie und andere kardiologische Verfahren, Dermatologie, Orthopädie, Gynäkologie, Otorhinolaryngologie, Wirbelsäulen- und neurologische Verfahren, Onkologie und dergleichen.
Das elektrochirurgische Instrument kann einen Schaft oder ein Handstück umfassen, das ein proximales Ende aufweist und ein distales Ende, das eine oder mehrere aktive Elektroden trägt. Der Schaft oder das Handstück kann eine breite Auswahl von Konfigurationen annehmen, wobei der Hauptzweck darin besteht, die aktive Elektrode mechanisch zu tragen und dem behandelnden Arzt zu erlauben, die Elektroden von einem proximalen Ende des Schaftes aus zu manipulieren. Der Schaft kann steif oder biegsam sein, wobei biegsame Schäfte zur mechanischen Unterstützung gegebenenfalls mit einem im Allgemeinen steifen externen Tubus kombiniert werden. Der distale Abschnitt des Schafts kann ein biegsames Material umfassen, wie Plastik, formbarer rostfreier Stahl, usw., sodass der Arzt den Schaft und/oder den distalen Abschnitt in eine gewünschte Konfiguration für eine bestimmte Anwendung biegen kann. Biegsame Schäfte können mit Seilzügen, Formgedächtnis-Aktuatoren und anderen bekannten Mechanismen kombiniert werden, um eine selektive Biegung des distalen Endes des Schafts zu bewirken, um die Positionierung der Elektrodenanordnung zu erleichtern. Der Schaft wird üblicherweise eine Vielzahl von Drähten oder anderen leitfähigen Elementen einschließen, die axial durch diesen verlaufen, um den Anschluss der Elektrodenanordnung an ein Anschlussteil am proximalen Ende des Schafts zu erlauben. Somit hat der Schaft typischerweise eine Länge zwischen mindestens 5 cm und mindestens 10 cm, typischerweise ist er 20 cm lang oder länger für endoskopische Verfahren. Der Schaft hat typischerweise einen Durchmesser von mindestens 0,5 mm und häufig im Bereich zwischen von ungefähr 1 mm bis 10 mm. Selbstverständlich kann der Schaft bei verschiedenen Verfahren jede geeignete Länge und jeden geeigneten Durchmesser aufweisen, welche die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern würde.
Wie vorstehend erwähnt, wird ein Gas oder eine Flüssigkeit typischerweise auf den Zielgewebebereich aufgebracht, und es kann bei einigen Verfahren auch wünschenswert sein, die elektrisch leitfähige Flüssigkeit nachdem sie zum Zielort geleitet wurde, zurückzugewinnen oder abzusaugen. Zusätzlich kann es wünschenswert sein, kleine Gewebestücke abzusaugen, die durch die Hochfrequenzenergie nicht vollständig desintegriert sind, Luftblasen, oder andere Flüssigkeiten an der Zielstelle, wie Blut, Schleim, die gasförmigen Produkte der Ablation, usw. Demzufolge, können die hier beschriebenen Instrumente ein Absauglumen in der Sonde umfassen oder an einem anderen Gerät zur Aspiration von Flüssigkeiten von der Zielstelle.
Unter Bezugnahme auf 1, ist ein beispielhaftes elektrochirurgisches System für ein einziges Instrument, das mehrere Elektroden aufweist, die zur Behandlung verschiedener Gewebebereiche angelegt sind, in der Anordnung dargestellt. Wie gezeigt, kann das elektrochirurgische System im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 20 umfassen, angeschlossen an eine Stromversorgung 10 zum Bereitstellen von Hochfrequenzspannung an die aktiven Elektroden. Die Sonde 20 umfasst ein Tüllengehäuse 44 an ihrem proximalen Ende, das entweder dauerhaft oder demontierbar mit einer Sondenanschlussdose 32 eines Sondenkabels 22 verbunden ist. Der proximale Teil des Kabels 22 weist ein Anschlussteil 34 auf, um die Sonde 20 mit der Stromversorgung 10 zu verbinden, um die eine oder mehreren Elektroden der Elektrodenanordnung 42 mit Strom zu versorgen, die nahe oder an dem distalen Ende der Sonde 20 positioniert ist.
Die Stromversorgung 10 verfügt über eine durch den Anwender regelbare Spannungspegeleinstellung 38 zur Änderung des angelegten Spannungspegels, der auf einer Spannungspegelanzeige 40 ablesbar ist. Die Stromversorgung 10 kann auch ein oder mehrere Fußpedale 24 und ein Kabel 26, das demontierbar mit einem Kabelstecker 28 mit einer Anschlussdose verbunden ist, umfassen. Das Fußpedal 24 kann auch ein zweites Pedal (nicht gezeigt) zur ferngesteuerten Einstellung des Energiepegels umfassen, der an die aktiven Elektroden angelegt wird, und ein drittes Pedal (ebenfalls nicht gezeigt) zum Wechseln zwischen einem Ablationsmodus und einem Koagulationsmodus oder zum Wechseln zwischen den Elektroden zur Aktivierung. Bei alternativen Ausführungsformen (nicht ausdrücklich gezeigt) kann die Sonde 20 einen oder mehrere Steuerschalter zur Aktivierung der Ablations- oder Koagulations-Ausgabe und Einstellung des Energiepegels umfassen, der an die aktiven Elektroden angelegt wird. Die Bedienung von und Konfigurationen für die Stromversorgung 10 sind ausführlicher in US-Patent 6 746 447 beschrieben, die hierin durch Bezugnahme im vollem Umfang aufgenommen ist.
Die Spannung, die zwischen den Neutralelektroden und den aktiven Elektroden angelegt wird, kann von Hoch- oder Radiofrequenz sein, typischerweise zwischen 5 kHz und 20 MHz, üblicherweise zwischen etwa 30 kHz und 2,5 MHz, wobei sie bevorzugt zwischen etwa 50 kHz und 500 kHz liegt, stärker bevorzugt unterhalb von 350 kHz, und am stärksten bevorzugt zwischen etwa 100 kHz und 200 kHz. Die angelegte Effektivspannung (RMS-Spannung) liegt üblicherweise im Bereich von etwa 5 Volt bis 1000 Volt, wobei sie bevorzugt im Bereich von etwa 10 Volt bis 500 Volt liegt, abhängig von der Größe der aktiven Elektrode, der Betriebsfrequenz und der Betriebsart des jeweiligen Verfahrens oder der gewünschten Wirkung auf das Gewebe (d. h. Kontraktion, Koagulation oder Ablation). Typischerweise liegt die Spitze-zu-Spitze-Spannung im Bereich von 10 bis 2000 Volt, bevorzugt im Bereich von 20 bis 1200 Volt und stärker bevorzugt im Bereich von etwa 40 bis 800 Volt (wiederum abhängig von der Größe der aktiven Elektrode, der Betriebsfrequenz und der Betriebsart).
Die Stromversorgung kann strombegrenzt oder anderweitig geregelt sein, sodass keine unerwünschte Aufheizung des Zielgewebes oder umgebenden (Nichtziel-)Gewebes auftritt. Bei einer Variante werden strombegrenzende Induktoren in Serie mit jeder unabhängigen Elektrode geschaltet, wobei die Induktivität des Induktors im Bereich von 10 μH bis 50 000 μH liegt, abhängig von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Aufheizungsgeschwindigkeit des Gewebes und der Betriebsfrequenz. Alternativ können Kondensator-Induktor-Schaltungskonstruktionen eingesetzt werden, wie zuvor in PCT-Anmeldung WO 94/026228 beschrieben, die hierin durch Bezugnahme im vollem Umfang aufgenommen ist.
Zusätzlich können strombegrenzende Widerstände ausgewählt werden. Diese Widerstände haben einen großen positiven Temperaturkoeffizienten des Widerstandes, sodass, wenn der Strompegel für eine einzelne aktive Elektrode in Kontakt mit einem Medium von niedrigem Widerstand (z. B. Kochsalzlösung-Irrigationsflüssigkeit oder leitfähiges Gel) zu steigen beginnt, der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands deutlich ansteigt und dadurch die Stromzufuhr von der aktiven Elektrode in das Medium von geringem Widerstand (z. B. Kochsalzlösung-Irrigationsflüssigkeit oder leitfähiges Gel) minimiert.
2 stellt eine beispielhafte elektrochirurgische Sonde 20 dar, die im Allgemeinen einen verlängerten Schaft 50 umfasst, der flexibel oder steif sein kann, einen Griff 52, der mit dem proximalen Ende des Schafts 50 verbunden ist, und eine Elektrodenanordnung 54, die nachstehend ausführlicher beschrieben ist und mit dem distalen Ende des Schafts 50 verbunden ist. Der Schaft 50 kann ein elektrisch leitendes Material umfassen, wie Metall, das aus der Gruppe, bestehend aus z. B. Wolfram, rostfreie Stahllegierungen, Platin oder seine Legierungen, Titan oder seine Legierungen, Molybdän oder seine Legierungen und Nickel oder seine Legierungen, ausgewählt werden kann. Schaft 50 umfasst auch einen elektrisch isolierenden Mantel 56, der typischerweise gebildet wird als ein oder mehrere elektrisch isolierende Umhüllungen oder Beschichtungen, wie Polytetrafluorethylen, Polyimid und dergleichen. Die Bereitstellung des elektrisch isolierenden Mantels um den Schaft verhindert direkten elektrischen Kontakt zwischen diesen leitfähigen Elementen und jeglicher angrenzender Körperstruktur oder dem Anwender. Ein oder mehr Lumen (nicht ausdrücklich gezeigt) können innerhalb oder entlang des Schafts 50 gebildet werden und enden in Öffnungen am distalen Ende des Schafts 50, um Flüssigkeiten zuzuführen oder Absaugung in der Nachbarschaft der Elektrodenanordnung 54 bereitzustellen. Derartige Lumen können auch durch den Griff 52 führen, um Flüssigkeitsaustausch mit einer geeigneten Flüssigkeitsquelle oder Absaugungs-/Vakuumquelle zu erlauben.
Der Griff 52 umfasst typischerweise ein Kunststoffmaterial, das leicht in eine zur Handhabung durch den Chirurgen geeignete Form geformt werden kann. Darüber hinaus kann der distale Teil des Schafts 50 gebogen werden, um den Zugang zur Operationsstelle des behandelten Gewebes zu verbessern. In alternativen Ausführungsformen umfasst der distale Teil des Schafts 50 ein biegsames Material, das relativ zur Längsachse des Schafts gebogen werden kann. Eine derartige Biegung kann selektiv durch mechanische Spannung, zum Beispiel eines Seilzugs, induziert sein, oder durch einen Formgedächtnisdraht, der sich durch äußerlich angewandte Temperaturunterschiede ausdehnt oder zusammenzieht. Eine vollständigere Beschreibung dieser Ausführungsform ist in PCT-Anmeldung WO 94/026228 enthalten, die vorstehend hierin durch Bezugnahme aufgenommen wurde.
Die Biegung des distalen Teils des Schafts 50 ist insbesondere bei arthroskopischer Behandlung von Gelenkgewebe vorteilhaft, da sie dem Chirurg erlaubt, das Zielgewebe innerhalb des Gelenks zu erreichen, wenn der Schaft 50 durch eine Kanüle oder eine Pforte verläuft. Selbstverständlich ist zu erkennen, dass der Schaft abhängig von der jeweiligen Behandlungsanwendung verschiedene Winkel aufweisen kann. Beispielsweise kann ein Schaft, der einen 90°-Beugewinkel aufweist, insbesondere für den Zugriff auf Gewebe geeignet sein, das im hinteren Teil eines Gelenkkompartiments lokalisiert ist, und ein Schaft, der einen 10° bis 30° Beugewinkel aufweist, kann zum Zugriff auf Gewebe nahe dem oder in dem vorderen Teil des Gewebekompartiments geeignet sein.
Unabhängig vom Beugewinkel kann eine Elektrodenanordnung, die mehrere, z. B. zwei oder mehr Elektroden aufweist, die nahe oder am distalen Ende des Schafts 50 angeordnet sind, verwendet werden. Eine Schwierigkeit bei der Konstruktion elektrochirurgischer Geräte mit relativ großen aktiven Elektroden besteht darin, dass ein relativ hoher Pegel an RF-Energie geliefert wird, bevor ablative Wirkungen an den Elektroden aktiviert werden. Wenn die ablativen Wirkungen jedoch aktiviert sind, nimmt die Lastimpedanz zu und die Energiezufuhr zum Gewebe nimmt ab. In einigen Ausführungsformen kann eine Multielektrodenanordnung angelegt werden, um die Energie einem betreffenden Gewebebereich effektiver zuzuführen, zum Beispiel kann weniger Energie erforderlich sein, als wenn eine einzige Elektrode mit derselben effektiven Gesamtoberfläche verwendet würde. Bei derartigen Ausführungsformen können die mehreren Elektroden effektiv dazu dienen, dieselbe Menge an Energie über eine größere Fläche zu „verteilen".
Die Stromversorgung 10, wie in dem vorliegenden System vorstehend beschrieben, sowie andere elektrochirurgischen Systeme können geregelt werden, um dem zu behandelnden Gewebebereich ein vorbestimmtes Energieniveau zuzuführen. Dazu kann die Begrenzung des angelegten Stroms oder der Spannung verwendet werden, sodass keine ungewünschte Aufheizung des Zielgewebes oder umgebenden (Nichtziel-)Gewebe auftritt. Die Verwendung von Effektivwerten allein berücksichtigt nicht die Änderungen in der Wellenform, wenn das Gerät in verschiedene Betriebsarten wechselt, insbesondere in den thermischen Modus (nicht ablativ) und den Plasmamodus (ablativ).
Die Sonde 20 umfasst weiterhin den Leistungsindikator 55. Der Leistungsindikator 55 kann eine oder mehrere Leuchtdioden oder ähnliche Indikatoren umfassen, die in elektrischer Verbindung mit der Schaltung 90 stehen. Da Schaltung 90 basierend auf dem Scheitelfaktor C bestimmt, ob die Sonde 20 sich in einem ablativen oder nichtablativen Zustand befindet, kann Indikator 55 erleuchtet werden, um dem Anwender eine sichtbare Anzeige zu bieten, ob ein ablativer oder nichtablativer Zustand detektiert wird. Bei einer alternativen Ausführungsform kann ein Indikator (nicht ausdrücklich gezeigt) innerhalb der Stromversorgung 10 angelegt werden, entweder zusätzlich oder an Stelle des Indikators 55. Zusätzlich kann ein derartiger Indikator, der in der Stromversorgung bereitgestellt ist, auch einen hörbaren Ton oder ein ähnliches hörbares Signal bereitstellen, um dem Anwender den detektierten Zustand anzuzeigen.
Wie hier erörtert, ist Ablation typischerweise durch die Erzeugung einer Plasmaentladung an der Elektrodenanordnung 54 der elektrochirurgischen Sonde 20 gekennzeichnet. Die typische Spannungswellenform ist in dem Graph 60 dargestellt, der die Rechteckschwingung 62 in 3 zeigt. Die gemessene Stromwellenform 70, wie in 4 dargestellt, stellt eine anfängliche Rechteckschwingung 76 dar, wenn das elektrochirurgische System im thermischen Modus betrieben wird, wie während der anfänglichen Zeitspanne 72. Der Rechteckstromwellenform 76 nähert sich ungefähr der Form der vorstehend dargestellten Spannungswellenform 62, da die angelegte Last rein ohmsch ist. Wenn jedoch Plasmaentladung initiiert wird und die Elektrodenanordnung 54 zu feuern beginnt, nimmt die Stromwellenform ein deutlich anderes Aussehen an, wie während der Zeitspanne der aktiven Ablation 74 angezeigt. Während dieser Zeitspanne der aktiven Ablation, ist der Strom durch eine Spitze 78 an der Vorderflanke einer jeden Halbwelle gekennzeichnet, gefolgt von einem viel niedrigeren Pegel 80 für die verbleibende Dauer des Halbwelle.
Wie hier erörtert, wird bevorzugt die Wellenform 70 analysiert, um einen Unterschied zwischen den beiden Kurvenformen zu erkennen, z. B. zwischen der anfänglichen Rechteckschwingung des Signals 76 (wenn das System sich im thermischen Modus 72 befindet) und der Spitzen-Wellenform 78 (wenn das System sich im Plasmamodus 74 befindet). Der Unterschied zwischen den beiden Wellenformen kann erkannt werden durch Betrachtung des Scheitelfaktors C, der für eine Wellenform definiert ist als: C = XSPITZE/XEFFEKTIV (1)wobei X_SPITZE der Spitzenwert der Wellenform und X_EFFEKTIV der Effektivwert oder der zeitgemittelte Wert der Wellenform über ein spezifisches Zeitintervall ist. Der Scheitelfaktor wird manchmal auch definiert als das Verhältnis von Spitzen- zu Durchschnittswert. Wenn das System sich während einer anfänglichen nichtablativen Zeitspanne 72 im thermischen Modus befindet, ist die Stromwellenform rechteckig und der Scheitelfaktor ist 1, wenn der Spitzenwert und der Effektivwert gleich sind, z. B. Rechteckschwingung 76. Wenn das System anfängt im Plasmamodus zu arbeiten, wie während des ablativen Zustands 74, weicht die Wellenform weiter von einer Rechteckschwingung ab und der Scheitelfaktor nimmt zu, z. B. Spitzen-Wellenform 78. Zum Beispiel wenn Ablation 74 aktiv ist, beträgt der Scheitelfaktor der Stromwellenform ein Vielfaches des Wertes bei nicht aktivem ablativen Zustand.
Wenn ein elektrochirurgisches Gerät, z. B. ein arthroskopisches Ablationsgerät, einen ablativen Zustand annimmt, ist die Wellenform typischerweise gekennzeichnet durch eine relative hohe Vorderflanke oder Spitze 78 gefolgt von einem viel niedrigeren Pegel 80 für die verbleibenden Halbwelle, was zu einem hohen Scheitelfaktor führt, da ihre Spitze viel höher ist als ihr Effektivwert. Eine Messung des Scheitelfaktors kann daher zur Bestimmung des Zustands an der Elektrode verwendet werden, z. B. ob die ablative Energie eine gewünschte ablative Wirkung (zum Beispiel Erzeugung eines Plasmas) in der Nachbarschaft der Elektrode erzielt. Dieses Verfahren kann Echtzeitmessungen des Effektivwerts und Spitzenwerts liefern, zusammen mit dem Scheitelwert. Darüber hinaus können diese Parameter als Grenzwerte oder Eingangswerte für Steueralgorithmen verwendet werden oder als Eingangswerte in einen Mechanismus, um einem Anwender anzuzeigen, ob das Gerät sich in seinem ablativen oder nichtablativen Zustand befindet.
Ein Beispiel für die Messung von Strombelastungen und zur Bestimmung des ablativen Zustands eines Instruments ist in der schematischen Darstellung der Schaltung 90 in 5 gezeigt. Wie dargestellt, kann eine Elektrodenschaltung 92, versorgt durch die Stromversorgung 94, z. B. RF-Generator, eine Elektrodenanordnung mit Strom versorgen, die als eine RF-Last 96 wirkt. Die Elektrodenanordnung ist bevorzugt innerhalb eines elektrochirurgischen Instruments angeordnet, wie vorstehend beschrieben für die Ablation von betreffenden Gewebebereichen. Eine Sensorschaltung 98 kann über einen Strommesswandler 102, der verwendet werden kann, um direkte Messungen der RF-Stromwellenform aus der Schaltung 92 zu erlauben, in elektrischer Verbindung mit der Elektrodenschaltung 92 sein. Der gemessene Strom kann durch Implementierung einer Hochgeschwindigkeitsvorrichtung zur digitalen Datenverarbeitung (digitaler Signalprozessor, DSP) und/oder Mikrocontroller-Vorrichtung 100, die Teil der Sensorschaltung 98 ist, in ein digitales Signal umgewandelt werden.
Die von dem Stromwandler 102 erfasste Strommessung kann in einen Hochgeschwindigkeits-Analog-Digital-Umsetzer(ADU)-Eingang am DSP 100 gegeben werden, der dieses Eingangssignal verwenden kann, um die Effektiv- und Spitzenwerte der Wellenform zu berechnen sowie um den Scheitelfaktor der Wellenform zu berechnen. Ein Beispiel für einen geeigneten DSP kann die Mikrochip-dsPIC30-Produktlinie von Vorrichtungen umfassen, die eine Umsetzerauflösung von 10 Bit bereitstellt, um die gemessene analoge Abtastung darzustellen. Darüber hinaus ist der Mikrochip dsPIC30 allgemein handelsüblich und umfasst typischerweise integrierte Analog-Digital-Umsetzer, die mit einer Durchsatzgeschwindigkeit von bis zu 2 MSPS arbeiten. Etliche Hersteller produzieren auch DSP/MCU-Vorrichtungen mit ähnlichem Leistungsvermögen, die verwendet werden können. Das Beispiel des Mikrochips dsPIC30 wird nur zur Veranschaulichung der Art von DSP bereitgestellt, die verwendet werden kann, um die verschiedenen Berechnungen abzuarbeiten und soll in keiner Weise begrenzend sein.
Da die vom Messwandler 102 erfassten detektierten Signale in den ADU-Eingang des DSP 100 gegeben werden, können mehrere Widerstände 104 (z. B. R1, R2 und R3), die an dem Stromwandler 102 angeschlossen sind und auch in Serie an den DSP 100 angeschlossen sind, eingebunden werden, um eine ausreichende Auflösung der Stromwellenform zu liefern, die von dem Stromwandler 102 detektiert wird, sodass der Eingang durch VSS (Masse) und VDD (Versorgungsspannung) begrenzt ist, wie im DSP 100 in der schematischen Darstellung gezeigt. Auch kann eine hinreichende Gleichstromvorspannung zu der Wechselstromform hinzugefügt werden durch das Anlegen von +5 V_DC in Verbindung mit den Widerstanden 104. Wenn R1 und R2 in der Sensorschaltung 98 gleich wären, betrüge die zu der Stromwellenform hinzugefügte Gleichstromvorspannung etwa 2,5 V_DC.
Wenn die Elektrodenschaltung 92 und die Sensorschaltung 98 in elektrischer Verbindung stehen, kann der Effektivwert des gemessenen Stroms basierend auf einer vorbestimmten Anzahl von Abtastungen N berechnet werden, die von dem Strommesswandler 102 gemessen werden. Demzufolge kann der Effektivwert von N Abtastungen eines Signals unter Anwendung des folgenden Terms berechnet werden:
Der Hochgeschwindigkeits-ADU auf dem DSP 100 kann bei bis zu z. B. 2 MSPS für die Eingangsabtastung betrieben werden. Der berechnete Effektivwert kann ziemlich genau berechnet werden, wenn z. B. N = 256 Abtastungen in die Funktion eingehen. Die Stromwellenform kann durch die Sensorschaltung 98 abgetastet werden bei einer Frequenz von: fABTASTUNG = fSIGNAL(1 – 1/N) (3)wobei N = 256, sodass repräsentative Abtastungen über ungefähr 256 Zyklen gesammelt werden. Der Wert von f_ABTASTUNG repräsentiert die Abtastfrequenz durch die Sensorschaltung 98, während f_SIGNAL die Frequenz des gemessenen Signals durch die Elektrodenschaltung 92 repräsentiert.
Dies ist in dem Graph 110 von 6 gezeigt, der die Signalwellenlänge 114, λ SIGNAL, und die „Wellenlänge" der Abtastrate 116, λ_ABTASTUNG, darstellt, wobei das Stromsignal durch die Elektrodenschaltung 92 von der Sinuswelle 112 dargestellt wird und die gemessenen Werte 118 von X₁, X₂, ..., X₈ bei der Frequenz f_ABTASTUNG durch die Sensorschaltung 98 gemessen werden. Zusammen betrachtet, kann diese repräsentative Messung von z. B. acht Abtastungen (X₁, X₂, ..., X₈), eine angemessene Annäherung an die Wellenform liefern, wie in dem Graph 120 der 7 gezeigt. Die repräsentative Messung von acht Abtastungen ist nur zu Anschauungszwecken gezeigt, und die Anzahl der Abtastungen kann abhängig von der Abtastfrequenz und der Abtastzeit variieren.
Bei der Anzahl N der Abtastungen, z. B. N = 256 besteht ein erster Schritt bei der Datenverarbeitung in der Subtraktion der Gleichstromvorspannung von jeder der N Abtastungen. Für einen 10-Bit-Wert würde dies in einem vorzeichenbehafteten Wert zwischen –511 und 512 resultieren. Nachdem die Gleichstromvorspannung abgezogen wurde, kann jede der Abtastungen mit dem berechneten Absolutwert erfasst werden, und der Maximalwert kann identifiziert und gespeichert werden, der X_SPITZE repräsentiert. Der DSP 100 kann mindestens zwei 40-Bit- Akkumulatoren und integrierte Funktionen zur Durchführung algebraischer Operationen umfassen, welche die Berechnung des Numerators des X_SPITZE-Wertes ermöglichen.
Nachdem die Werte der Abtastungen N quadriert und gespeichert wurden, werden sie durch die N Abtastungen, z. B. 256 Abtastungen, geteilt, und die Quadratwurzel des resultierenden Wertes wird berechnet, um X_EFFEKTIV nach der vorstehenden Gleichung (2) zu liefern. Wenn X_SPITZE und X_EFFEKTIV berechnet sind, kann der Scheitelfaktor C der Wellenform nach der vorstehenden Gleichung (1) berechnet werden. Dies erlaubt, dass alle drei Werte, X_SPTTZE, X_EFFEKTIV und C als einen absoluten Grenzwert über eine Benutzeroberfläche auszugeben, oder sie können als Eingangswert verwendet werden, entweder für einen RF- oder einen anderen Steueralgorithmus. Beispielsweise kann ein Algorithmus zweckmäßigerweise verwendet werden, um das Vakuum oder den Saugfluss durch das Aspirationslumen in dem Gerät zu regulieren, um dem System zu erlauben, kontinuierlich in dem ablativen oder Plasmamodus zu bleiben.
Der Scheitelfaktor C kann auch als ein Eingangswert für einen Indikator verwendet werden, um festzustellen, ob die elektrochirurgische Vorrichtung sich in einem Plasmamodus (ablativ) oder einem thermischen Modus (nicht ablativ) befindet, basierend auf der Frage, ob C einen spezifischen Schwellenwert überschritten hat.
Unter Bezugnahme auf 8 ist ein Flussdiagramm 150 gezeigt, das ein Verfahren gemäß der vorliegenden Offenbarung zeigt. Das Verfahren 150 beginnt 152, indem ein elektrochirurgisches Gerät verwendet wird und die Stromwellenform am Gerät oder and dem verbundenen Generator gemessen wird 154. Als Nächstes werden der Spitzenwert und die zeitgemittelte Amplitude der Stromswellenform berechnet 156. Das Verhältnis Spitze zu Mittelwert wird dann berechnet 158, basierend auf dem in Schritt 156 ermittelten Spitzenwert und der zeitgemittelten Amplitude. Dieses Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis kann dann bevorzugt verwendet werden, um zu bestimmen, ob das elektrochirurgische Gerät sich in einem ablativen Modus oder einem nichtablativen Modus befindet 160. Wenn ermittelt ist, dass das Gerät in einem ablativen Modus arbeitet, kann ein Indikator (wie der Indikator 55, gezeigt in 2) erleuchtet oder anderweitig aktiviert werden 162.
Alternativ kann der Indikator stattdessen aktiviert werden, wenn ein nicht ablativer Modus oder Zustand detektiert wird. In noch einer weiteren Ausführungsform können zwei oder mehr Indikatoren bereitgestellt werden, und jeder Indikator kann aktiviert werden, um die Detektion einer ausgewählten Betriebsart an der Elektrode anzuzeigen. In noch weiteren Ausführungsformen kann der angeschlossene Generator einen sichtbaren oder hörbaren Indikator umfassen, um die ermittelte Betriebsart der Elektrode anzuzeigen. Bei weiteren Ausführungsformen kann die Feststellung, dass das Gerät sich in einem ablativen Modus befindet, als ein Eingangswert für einen Steueralgorithmus verwendet werden, wie oben erörtert. Bei einer bevorzugten Ausführungsform können Schritte 154, 156, 158, 160 und 162 kontinuierliche Schleifen durchlaufen, während das elektrochirurgische Gerät aktiviert ist, was eine Echtzeit- oder im Wesentlichen Echtzeitanzeige des ablativen (oder nicht ablativen) Zustands des elektrochirurgischen Geräts liefert. Das Verfahren endet bei 164, wenn das elektrochirurgische Gerät inaktiv ist.
Andere Modifikationen und Variationen können an den offenbarten Ausführungsformen vorgenommen werden, ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen. Beispielsweise sind andere Verwendungen oder Anwendungen zur Kennzeichnung von Wellenformen möglich. Gleichermaßen sind zahlreiche andere Verfahren der Steuerung oder Charakterisierung von Instrumenten, oder anderweitige Behandlung von Geweben unter Verwendung von elektrochirurgischen Sonden für den Fachmann ersichtlich. Darüber hinaus können die hier beschriebenen Instrumente und Verfahren in Instrumenten für verschiedene Regionen des Körpers (z. B. Schulter, Knie, usw.) angewendet werden und für andere Verfahren der Gewebebehandlung (z. B. Chondroplastie, Menektomie, usw.). Somit sind, während die beispielhaften Ausführungsformen ausführlich beschrieben wurden, als Beispiele und um des klaren Verständnisses willen, eine Auswahl von Änderungen, Anpassungen und Modifikationen für die Fachleute ersichtlich. Daher wird der Rahmen der vorliegenden Erfindung einzig durch die angefügten Ansprüche begrenzt.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- US 5683366 [0022]
- US 6746447 [0028]
- WO 94/026228 [0030, 0033]

Claims

Ein System zur Bestimmung eines Zustands eines elektrochirurgischen Instruments, das umfasst: eine Elektrodenschaltung, die eine Stromzufuhr in elektrischer Verbindung mit einer Elektrode aufweist; eine Stromsensorschaltung in Verbindung mit der Elektrodenschaltung über einen Strommesswandler, und wobei die Stromsensorschaltung einen Prozessor umfasst, der konfiguriert ist, um ein Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis basierend auf einem Spitzenwert und einer zeitgemittelten Amplitude einer Stromwellenform zu berechnen, erfasst aus der Elektrodenschaltung über den Messwandler.
Das System nach Anspruch 1, wobei die Elektrode eine RF-Elektrode umfasst.
Das System nach Anspruch 1, wobei der Prozessor einen Analog-Digital-Umsetzer in Verbindung mit dem Messwandler umfasst.
Das System nach Anspruch 1, wobei das Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis einen Scheitelfaktor der Stromwellenform umfasst, wobei die Wellenform durch eine Spitze an der Vorderflanke einer Halbwelle, gefolgt von einem relativ niedrigeren Pegel für einen Rest der Halbwelle, gekennzeichnet ist.
Das System nach Anspruch 1, das weiterhin einen Regler zur Regelung der Elektrode basierend auf dem berechneten Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis umfasst.
Das System nach Anspruch 1, das weiterhin eine zusätzliche Stromversorgung in Verbindung mit der Stromsensorschaltung umfasst.
Das System nach Anspruch 1, das weiterhin eine elektrochirurgische Sonde umfasst, die ein distales Ende aufweist, und die Elektrode an dem distalen Ende der elektrochirurgischen Sonde angeordnet ist.
Das System nach Anspruch 7, das weiterhin einen Indikator umfasst, der an der elektrochirurgischen Sonde angeordnet ist, der Indikator in Verbindung mit der Stromsensorschaltung und bedienbar zur Aktivierung, wenn ein gewünschter Zustand, angezeigt durch ein festgelegtes Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis, detektiert wird.
Das System nach Anspruch 7, das weiterhin einen Indikator umfasst, der an der Stromversorgung angeordnet ist, der Indikator in Verbindung mit der Stromsensorschaltung und bedienbar zur Aktivierung, wenn ein gewünschter Zustand, angezeigt durch ein festgelegtes Spitze-zu-Mittelwert-Verhältnis, detektiert wird.
Das System nach Anspruch 9, wobei der Indikator bei Aktivierung einen hörbaren Ton erzeugt.