DE60208756T2

DE60208756T2 - Elektrochirurgische Sonde mit hohem Wirkungsgrad

Info

Publication number: DE60208756T2
Application number: DE60208756T
Authority: DE
Inventors: Yuval Rockville Carmel; Anatoly Rockville Shkvarunets
Original assignee: Electrosurgery Associates LLC
Current assignee: Electrosurgery Associates LLC
Priority date: 2001-11-02
Filing date: 2002-10-28
Publication date: 2006-09-14
Anticipated expiration: 2022-10-29
Also published as: US6921399B2; EP1308136B1; DE60208756D1; US20030088243A1; EP1308136A1; ATE315912T1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere elektrochirurgische Einrichtungen und Verfahren, welche hochfrequente Spannung einsetzen, um Gewebe in einer Fluidumgebung zu schneiden, abzutragen oder zu koagulieren.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Elektrochirurgische Verfahren stützen sich typischerweise auf die Anwendung elektrischen Stromes mit sehr hoher Frequenz oder Hochfrequenz (HF), um Gewebestrukturen zu schneiden, abzutragen oder zu koagulieren. Zum Beispiel umfasst das elektrochirurgische Schneiden ein so schnelles Erhitzen von Gewebezellen, dass diese explosionsartig verdampfen und einen Hohlraum in der Zellmatrix zurücklassen. Wenn die Elektrode bewegt wird und mit neuem Gewebe in Kontakt kommt, explodieren neue Zellen und der Einschnitt wird vorgenommen. Ein solches elektrochirurgisches Schneiden schließt ein Überschlagen des Stroms auf das Gewebe ein, auch bekannt als Überspringen des HF-Stromes über eine Luftstrecke auf das Gewebe.
Hochfrequenzelektroden, die in elektrochirurgischen Verfahren eingesetzt werden, werden allgemein in zwei Kategorien eingeteilt: monopolare Einrichtungen und bipolare Einrichtungen. In monopolaren elektrochirurgischen Einrichtungen fließt der HF-Strom im Allgemeinen von einer freiliegenden aktiven Elektrode durch den Körper des Patienten zu einer passiven oder Rückstromelektrode, die an einer geeigneten Stelle außen auf der Haut des Patienten aufgebracht wird. In bipolaren elektrochirurgischen Einrichtungen liegen sowohl die aktive als auch die Rückstromelektrode frei und sind typischerweise nahe beabstandet. Der HF-Strom fließt von der aktiven Elektrode durch das Gewebe zu der Rückelektrode. Somit verläuft im Gegensatz zu monopolaren elektrochirurgischen Einrichtungen der Rückstrompfad einer bipolaren Einrichtung mit Ausnahme der kurzen Entfernung bis zu der Spitze der Elektrode nicht durch den Körper des Patienten. Es ist auch anzumerken, dass bipolare elektrochirurgische Einrichtungen in der offenen Chirurgie nicht verbreitet verwendet werden.
Die Elektrochirurgie, die in einer leitfähigen Fluidumgebung, wie sie beispielsweise innerhalb eines mit normalisierter Kochsalzlösung gefüllten Gelenks- oder Körperhohlraums vorzufinden ist, durchgeführt wird, unterscheidet sich von dem zuvor beschriebenen Ansatz dadurch, dass Strom von der aktiven Elektrode durch das Fluid zu der Rückelektrode geleitet wird. Im Fall einer monopolaren Einrichtung fließt der Strom in der zuvor beschriebenen Weise durch den Patienten zu der Rückelektrode. Im Fall von bipolaren Einrichtungen, die in einer leitfähigen Fluidumgebung arbeiten, steht die Rückelektrode nicht in Kontakt mit Gewebe, sondern ist statt dessen in das leitfähige Fluid in der Nähe der aktiven Elektrode eingetaucht. Der Stromfluss verläuft von der aktiven Elektrode durch die leitfähige Flüssigkeit und das umliegende Gewebe zu der Rückelektrode der bipolaren Einrichtung. Unabhängig davon, ob eine Elektrode monopolar oder bipolar ist, fließt immer dann, wenn die Elektrode stromführend ist, Strom von allen nicht isolierten Oberflächen der aktiven Elektrode zu der Rückelektrode. Dies steht im Gegensatz zur herkömmlichen Chirurgie (auch "offene Chirurgie" genannt), in der Strom nur durch Elektrodenoberflächen fließt, die in Kontakt mit dem Gewebe des Patienten stehen.
Damit eine Elektrode in einer Fluidumgebung Gewebe verdampfen kann, wie in dem zuvor beschriebenen Schneidverfahren, muss die Stromdichte an der Schnittstelle zwischen Elektrode und Gewebe ausreichend hoch sein, um die Elektrode durch Erzeugung von Dampfbläschen ausreichend zu isolieren. Die Spannung der Elektrode muss ausreichend hoch sein, um ein Überschlagen zwischen der Elektrode und dem Patienten durch die Dampfbläschen hindurch zu bewirken. Wenn eine solche Stromdichte und Spannung nicht erreicht wird, fließt der Strom von der aktiven Elektrode ohne einem erwünschten klinischen Effekt zu der Rückelektrode. Tatsächlich ist ein solcher Stromfluss besonders unerwünscht, da der Strom, der von der aktiven Elektrode fließt, das leitfähige Fluid in dem Bereich, der die aktive Elektrode umgibt, erhitzt. Ein Chirurg, der eine Einrichtung verwendet, die stromführend ist, aber nicht auf das Gewebe überschlägt, könnte glauben, dass er das Gewebe in unmittelbarer Nähe zu der aktiven Elektrode nicht beeinträchtigt, doch könnte er das Gewebe Temperaturen unterwerfen, die gegen 100°C gehen. Sogar wenn die Elektrode auf das Gewebe überschlägt, sind die thermischen Effekte nicht auf die Verdampfung des Gewebes beschränkt. Es findet eine merkliche unerwünschte Erhitzung des Fluids und Gewebes in der Umgebung der Elektrode statt.
Ein Weg, um die negativen Auswirkungen der unerwünschten Erhitzung des Fluids und der benachbarten Gewebestrukturen zu vermeiden, besteht darin, die Leistung des elektrochirurgischen Generators auf einen Pegel einzustellen, der ausreichend niedrig ist, um die Erhitzung der Flüssigkeit zu minimieren, aber hoch genug, um Funken zu erzeugen. Bei der Erfüllung annehmbarer elektrochirurgischer Parameter gibt es jedoch inhärente Schwierigkeiten, da nahezu alle elektrochirurgischen Elektroden nur dann "gezündet" werden, d. h. Funken erzeugen, wenn sie mit Gewebe in Kontakt gebracht werden, und dann im Allgemeinen nach einer Zeitverzögerung von variierender Länge. In dem Moment, in dem keine Funken erzeugt werden, wandert der größte Teil des HF-Stroms, der an eine in einem Strom leitenden Fluid betriebene Elektrode geleitet wird, als Hitze in das Fluid selbst, was in der Folge die Temperatur des Fluids innerhalb des Gelenks und in dem benachbarten Gewebe erhöht. In dem Moment, in dem Funken entstehen, wird der HF-Strom für die Erzeugung von Funken in der Umgebung der Elektroden verwendet. Daher ist das Setzen der elektrochirurgischen Elektrode unter Strom ohne Erzeugung von Funken gefährlich und unerwünscht, da die Erhitzung eine Gewebestruktur in den umliegenden Bereichen und auch tief unter der Oberfläche in unkontrollierbarer Weise beschädigen kann.
Während der letzten Jahre wurden spezialisierte arthroskopische elektrochirurgische Elektroden für die arthroskopische Chirurgie entwickelt, die auch Ablatoren genannt werden. Die Ablatorelektroden unterscheiden sich von den herkömmlichen arthroskopischen elektrochirurgischen Elektroden darin, dass sie für die Entfernung von Gewebe in großem Umfang durch Vaporisation anstatt durch Schneiden des Gewebes oder Koagulieren der blutenden Gefäße konstruiert sind. Auf diesem Weg werden während der Ablation größere Gewebestücke verdampft statt einzeln herausgeschnitten und von der Operationsstelle entfernt.
Die Leistungsanforderungen von Ablatorelektroden sind im Allgemeinen höher als jene von anderen arthroskopischen Elektroden. Die Effizienz der Elektrodenkonstruktion und die Eigenschaften des Hochfrequenz-(HF-)Stromes, der an die Elektrode geliefert wird, wirken sich auch auf die für die Ablation erforderliche Strommenge aus. Zum Beispiel benötigen Elektroden, die ineffiziente Konstruktionen aufweisen und/oder mit HF-Energie mit nicht ausreichend geeigneten Eigenschaften versorgt werden, höhere Strompegel als jene mit effizienten Konstruktionen und geeigneten Generatoren. Bei Sonden, die in der Elektrochirurgie verwendet werden, ist die den aktiven Bereich der Sonde bildende Fläche der Metallelektrode verhältnismäßig groß. Eine große Elektrodenfläche verringert die Impedanz der Sonde und erhöht daher den für den richtigen Betrieb erforderlichen HF-Strom. Die Gestalt des dielektrischen Isolators und der Elektrodenspitze können die Ablation durch Bläschen- und Funkenbildung beträchtlich beeinflussen. Durch geeignete Formgebung des Isolators und der Elektrodenspitze, kann der Schwellenstrom wesentlich herabgesetzt werden.
Der Betrag der Fluidtemperaturerhöhung innerhalb eines Gelenkes und in der Folge die Temperatur des benachbarten Gewebes ist während der Verwendung von Ablatorelektroden kritisch. Die Fluidtemperatur kann leicht 45°C erreichen, wobei typischerweise der Zelltod eintritt, und diese Temperatur wird mit Hochleistungsablatoren, die ohne Verwendung eines ausreichenden Flusses betrieben werden, leicht erreicht. Die Erhöhung der Fluidtemperatur ist auch direkt proportional zu der Erhöhung des Strompegels. Somit steigt die Fluidtemperatur an, wenn die Zeitperiode, die erforderlich ist, um einen elektrochirurgischen Ablator stromführend zu machen, zunimmt. Standardmäßige arthroskopische elektrochirurgische Elektroden werden im Allgemeinen nur für kurze Perioden (im Allgemeinen in Sekunden gemessen) stromführend gemacht, während bestimmtes Gewebe reseziert oder modifiziert wird. Im Gegensatz dazu werden Ablatorelektroden für längere Zeitperioden (oft in Minuten gemessen) stromführend gemacht, während größere Gewebestücke verdampft werden.
Während der Ablation erhitzt der Stromfluss von dem Ablator in das leitfähige Fluid das Fluid bis zu seinem Siedepunkt. Anfänglich bilden sich Dampfbläschen nur an den Rändern des Ablators, doch schließlich bedecken sie die gesamte Oberfläche der Elektrode. Der elektrische Widerstand gegen den Stromfluss steigt auf seinen Höchstwert, die maximale Spannung liegt an der Dampfstrecke an und, wenn die Spannung einen bestimmten kritischen Wert überschreitet, kommt es in dem Bläschen zur Funkenbildung. Die Funkenbildung innerhalb des Bläschens zerstört das Gewebe, das sich innerhalb desselben Bläschens befindet. Nachdem das Gewebe zerstört wurde, setzt sich die Funkenbildung fort, doch findet keine sinnvolle Zerstörung statt, bis neues Gewebe mit dem aktiven Bereich der Sonde in Kontakt gebracht wird.
Während der Zeit, in der keine Funkenbildung auftritt, verursacht der Stromfluss in das Fluid während dieser Zeit eine Erhitzung des Fluids ohne eine wünschenswerte klinische Wirkung für den Patienten. Die intensivste Erhitzung findet in dem sehr nahe an der Elektrode befindlichen Bereich statt, wo die Stromdichte am höchsten ist. Der induzierte Strom erhitzt auch die Flüssigkeiten und Gewebe, die sich etwas weiter weg von der unmittelbaren Umgebung der Elektrodenspitze befinden. Diese Erhitzung ist besonders unerwünscht und potentiell gefährlich, da sie Gewebestrukturen in umliegenden Bereichen und auch tief unter der Oberfläche in unkontrollierbarer Weise beschädigen kann. Wenn Sonden mit höherer Effizienz konstruiert werden könnten, würde dies zu geringerer Erhitzung des Fluids führen und dem Chirurgen eine größere Sicherheitsspanne während eines spezifischen chirurgischen Verfahrens bringen.
Dementsprechend gibt es einen Bedarf, die Erhitzung des leitfähigen Fluids und insbesondere des benachbarten Gewebes während eines elektrochirurgischen Verfahrens zu minimieren, um bessere Gewebeentfernungsraten bei niedrigen Strompegeln zu erzielen und Verbrennungen am Patienten zu vermeiden. Es herrscht auch Bedarf für eine elektrochirurgische Elektrode von hoher Effizienz und hoher Impedanz mit einer verbesserten Konstruktion der Metallelektrodenspitze und des benachbarten dielektrischen Isolators, welche in der Lage ist, hohe Ablationsraten bei niedrigen HF-Strompegeln zu erreichen. Ein Verfahren zur Herstellung einer solchen elektrochirurgischen Elektrode mit fortschrittlicher Elektrodenspitzenausführung und ein Verfahren zur Verwendung einer solchen Elektrode in verschiedenen elektrochirurgischen Verfahren werden ebenfalls benötigt.
Eine Einrichtung gemäß dem ersten Teil von Anspruch 1 wird in dem Dokument WO-A-01/00099 offenbart.
KURZE ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der Erfindung wird eine elektrochirurgische Elektrode von hoher Effizienz mit einer fortschrittlichen metallischen Spitzen- und Isolatorkonstruktion wie in Anspruch 1 definiert geschaffen, die hohe Ablationsraten bei niedrigen HF-Strompegeln erreicht. Die elektrochirurgische Elektrode umfasst einen metallischen Körperabschnitt verschiedener Geometrien, eine metallische Spitze und einen dielektrischen Isolator benachbart zu der metallischen Spitze und dem metallischen Körperabschnitt. Die metallische Spitze und das dielektrische Material sind so konstruiert, dass sie eine Zone hoher Stromdichte für die Bläschenbildung an der Spitze der Elektrode bilden und der Elektrode eine zusätzliche Isolierung verleihen. Die metallische Spitze ist mit einer Nut versehen, die verschiedene Geometrien und Abmessungen aufweist. Die Nut kann mit einem dielektrischen Material gefüllt sein, um einen flachen dielektrischen Bereich zu bilden. Das dielektrische Material des flachen dielektrischen Bereichs kann dasselbe oder ein unterschiedliches Material als der dielektrische Isolator benachbart zu dem metallischen Körperabschnitt sein.
Die metallische Spitze umfasst eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen mit verschiedenen Querschnitten und/oder Geometrien, welche jeweils in einem vorbestimmten Abstand zueinander beabstandet sind und durch eine Vielzahl von Nuten mit verschiedenen Geometrien und Abmessungen getrennt sind. Die Nuten können mit einem dielektrischen Material gefüllt sein, um mehrere flache dielektrische Bereiche zu bilden. Das dielektrische Material der flachen dielektrischen Bereiche kann dasselbe oder ein unterschiedliches Material als der dielektrische Isolator benachbart zu dem metallischen Körperabschnitt sein.
Die metallische Spitze kann eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen mit verschiedenen geometrischen Formen umfassen, welche jeweils in einem vorbestimmten Abstand zueinander beabstandet sind und von einer Vielzahl von flachen dielektrischen Bereichen umgeben sind. Die metallische Spitze kann ihre seitlichen Wände in einem Einfallswinkel von etwa 10 bis 80 Grad, vorzugsweise von etwa 35 bis 55 Grad, zu benachbarten dielektrischen Wänden haben.
Es wird auch ein Verfahren zur Bildung einer elektrochirurgischen Elektrode offenbart, indem eine metallische Elektrode so konstruiert wird, dass die metallische Spitze an dem proximalen Teil der metallischen Elektrode eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen mit verschiedenen Formen und Geometrien umfasst, welche beabstandet angeordnet sind und von einer Vielzahl von dielektrischen Bereichen, ebenfalls mit verschiedenen Formen und Geometrien, umgeben sind. Die metallische Spitze kann seitliche Wände in einem Einfallswinkel von etwa 10 bis 80 Grad, vorzugsweise von etwa 35 bis 55 Grad, zu benachbarten dielektrischen Wänden haben.
Des Weiteren wird ein Verfahren zur Verwendung einer elektrochirurgischen Elektrode in einem elektrochirurgischen Verfahren offenbart, für welches die Gesamtzeit, in der die Elektrode mit der Gewebestruktur in Kontakt stehen muss, verringert ist. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte: (i) Positionieren einer elektrochirurgischen Elektrode benachbart zu einem Zielgewebe, wobei die elektrochirurgische Elektrode eine metallische Elektrode umfasst, die eine Vielzahl von in einem Abstand zueinander angeordneten und von einer Vielzahl von dielektrischen Bereichen umgebenen metallischen Protuberanzen umfasst, und dann (ii) entweder Eintauchen des Zielgewebes in ein elektrisch leitendes Fluid oder (iii) Leiten eines elektrisch leitenden Fluids zu dem Zielgewebe, um die Bildung einer Zone hoher Stromdichte zum Einfangen von Bläschen und zur Bildung von Funken in dem zu der metallischen Elektrode benachbarten Bereich zu ermöglichen und Gewebe abzutragen.
Diese und andere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden durch die nachfolgende detaillierte Beschreibung deutlicher werden, die in Verbindung mit den beiliegenden Zeichnungen und den gezeigten beispielhaften Ausführungsformen der Erfindung gegeben wird.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine perspektivische Ansicht eines elektrochirurgischen Systems, welches eine elektrochirurgische Elektrode nach der vorliegenden Erfindung umfasst.
2 ist eine perspektivische Ansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 1.
3 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
4 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
5(a) bis (d) sind vergrößerte Querschnittsansichten der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
6 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer vierten Ausführungsform.
7 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer fünften Ausführungsform.
8(a) bis (d) sind vergrößerte Querschnittsansichten der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer sechsten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
9 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Elektrode von 2 entlang der Linie 2-2' und in Übereinstimmung mit einer siebten Ausführungsform.
10(a) bis (e) sind Draufsichten der elektrochirurgischen Elektrode von 9.
11 ist eine schematische Querschnittsansicht eines Kniegelenks, das einem elektrochirurgischen Verfahren unter Einsatz einer elektrochirurgischen Elektrode der vorliegenden Erfindung unterzogen wird.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung schafft eine elektrochirurgische Sonde mit einer elektrochirurgischen Elektrode, die eine fortschrittliche Isolator- und Metallspitzenkonstruktion aufweist und in der Lage ist, hohe Ablationsraten bei niedriger HF-Stromversorgung zu erreichen. Wie im Weiteren detaillierter beschrieben wird, zieht die vorliegende Erfindung die Verwendung einer einzelnen aktiven elektrochirurgischen Elektrode oder einer Matrix aus solchen aktiven elektrochirurgischen Elektroden, die gleichmäßig über eine distale Oberfläche einer elektrochirurgischen Sonde verteilt sind, in Betracht.
Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen, in welchen ähnliche Elemente durch ähnliche Bezugszahlen bezeichnet werden, zeigt 1 ein monopolares elektrochirurgisches System 10, das eine monopolare elektrochirurgische Sonde 20 nach der vorliegenden Erfindung einsetzt. Das monopolare elektrochirurgische System 10 von 1 kann zum Beispiel in der Behandlung von Körpergewebe in minimal invasiven Verfahren innerhalb des Körpers verwendet werden, zum Beispiel in Verfahren, welche die Einführung eines chirurgischen Instruments durch eine perkutane Penetration oder durch eine natürliche Öffnung in den Patienten erfordern. Obwohl die Erfindung im Folgenden der Einfachheit halber unter Bezugnahme auf eine monopolare Elektrode, wie etwa die monopolare elektrochirurgische Elektrode 100 (2), beschrieben wird, ist die Erfindung gleichermaßen auch auf Systeme anwendbar, die bipolare elektrochirurgische Elektroden einsetzen.
Wie in 1 dargestellt, umfasst das monopolare elektrochirurgische System 10 eine elektrochirurgische Sonde 20, welche durch ein Leitungskabel 22 an die Aufnahme 34 der elektrochirurgischen Stromversorgung 11 angeschlossen ist. Die elektrochirurgische Sonde 20 umfasst ein Verbindergehäuse 44 an ihrem proximalen Ende, und eine elektrochirurgische Elektrode 100 an ihrem distalen Ende. Die Stromversorgung 11 liefert Spannung mit sehr hoher Frequenz oder Hochfrequenz (HF) an die elektrochirurgische Elektrode 100. Die Stromversorgung 11 ist auch mit einer vom Bediener steuerbaren Spannungspegeleinstellung 38 versehen, um den angelegten Spannungspegel zu steuern. Somit kann ein Chirurg oder Operateur den an die elektrochirurgische Elektrode 100 angelegten Spannungspegel über die Spannungspegelsteuerung 38 manuell steuern.
Die Stromversorgung 11 von 1 umfasst auch ein Fußpedal 14, das über den Kabelverbinder 16 abnehmbar an die Aufnahme 18 gekoppelt werden kann. Das Fußpedal 14 kann dazu verwendet werden, die Stromversorgung in einen vorbestimmten Betriebsmodus zu bringen, zum Beispiel in einen "Ablations"-Modus oder einen "Koagulations"-Modus. Im "Ablations"-Modus wird an die elektrochirurgische Elektrode 100 durch die Spannungspegeleinstellung 38 eine ausreichende Spannung angelegt, so dass im Ablations-Modus an die elektrochirurgische Elektrode 100 durch die Spannungspegeleinstellung 38 eine Spannung angelegt ist, so dass Fluid in zumindest einem Abschnitt der aktiven Elektrode verdampft wird und innerhalb der Bläschen ein Überschlag auftritt. Der erforderliche Spannungspegel ist von den Charakteristiken der Elektrode und des an die Elektrode gelieferten HF-Stroms abhängig.
Die elektrochirurgische Elektrode 100 aus 1 wird in 2 in größerem Detail dargestellt. Die elektrochirurgische Elektrode 100 umfasst einen länglichen distalen Schaft 90 mit einem proximalen Ende benachbart zu dem Verbindergehäuse 44, und ein distales Ende in Kontakt mit oder nahe einer distalen aktiven Elektrode 80. Der längliche distale Schaft 90 kann eine Reihe von Konfigurationen aufweisen, um die distale aktive Elektrode 80 mechanisch zu halten und einem behandelnden Arzt zu gestatten, die distale aktive Elektrode 80 von einem proximalen Ende des Schaftes aus handzuhaben. Der längliche distale Schaft 90 als solches kann ein Rohr oder ein Stab mit geringem Durchmesser und geeigneten Abmessungen sein, die es gestatten, die distale aktive Elektrode 80 durch eine zugehörige Kanüle in einem minimal invasiven Verfahren, wie etwa einem arthroskopischen oder anderem endoskopischen Verfahren, oder in einen Körperhohlraum, wie etwa den Mund oder die Bauchhöhle einzuführen.
Der längliche distale Schaft 90 kann eine Länge von zumindest etwa 10 cm, vorzugsweise von etwa 10 bis etwa 100 cm, und einen Durchmesser von zumindest 1 mm, vorzugsweise von etwa 2 bis 10 mm, aufweisen. Der längliche distale Schaft 90 kann flexibel oder starr sein, oder kann als eine Kombination eines flexiblen Schafts kombiniert mit einem im Allgemeinen starren äußeren Rohr für erhöhten mechanischen und physikalischen Halt ausgebildet sein. Der längliche distale Schaft 90 kann auch Ziehdrähte oder Formgedächtnis-Aktoren oder andere bekannte Mechanismen zur Erleichterung der Positionierung der distalen aktiven Elektrode 80 in der Umgebung des Zielgewebes umfassen. Darüber hinaus kann der längliche distale Schaft 90 andere leitfähige Elemente und Drähte einschließen, die axial durch den Schaft laufen und eine Verbindung der distalen aktiven Elektrode 80 mit einem Verbinder an dem proximalen Ende des länglichen distalen Schaftes 90 erlauben.
Verschiedene Ausführungsformen der distalen aktiven Elektrode 80 (2) der elektrochirurgischen Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung werden in größerem Detail in 3–10 dargestellt. Obwohl die Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung im Folgenden der Einfachheit halber unter Bezugnahme auf nur eine distale aktive Elektrode 80 als Teil der elektrochirurgischen Elektrode 100 beschrieben wird, ist die Erfindung nicht auf diese beispielhafte Ausführungsform beschränkt. Dementsprechend zieht die Erfindung auch die Bildung einer Vielzahl von solchen distalen aktiven Elektroden 80 als Teil einer elektrochirurgischen Elektrode in Erwägung.
Bezugnehmend auf 3 und in Übereinstimmung mit einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst die distale aktive Elektrode 80 der elektrochirurgischen Elektrode 100 ein dielektrisches Material 50, einen metallischen Körperabschnitt 52 benachbart zu dem dielektrischen Material 50, und eine metallische Spitze 55, die an dem distalen Ende des metallischen Abschnitts 52 angeordnet ist.
Das dielektrische Material 50 kann neben vielen anderen ein elektrisch isolierendes Material wie etwa Epoxy, Kunststoff, silikonbasiertes Material, Keramik, Glas oder Zusammensetzungen aus diesen erwähnten Materialen umfassen. Das dielektrische Material 50 kann auch eine ebenfalls aus einem elektrisch isolierenden Material gefertigte perforierte Abschirmung (nicht dargestellt) umfassen, welche porös sein kann und welche mit einer Öffnung ausgebildet sein kann, die einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit, zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung, erlaubt, die metallische Spitze 55 und das Zielgewebe zu kontaktieren. Das dielektrische Material 50 bedeckt und isoliert den metallischen Körperabschnitt 52 und die metallische Spitze 55. Der metallische Körperabschnitt 52 kann verschiedene Querschnittsformen und Geometrien, unter anderem zum Beispiel zylindrische, rechteckige oder elipsoide, aufweisen.
Der metallische Körperabschnitt 52 und die an dem distalen Ende des metallischen Abschnitts 52 angeordnete metallische Spitze 55 kann aus elektrisch leitfähigen Materialien wie etwa Metallen und Metalllegierungen gebildet sein, unter anderem zum Beispiel aus rostfreiem Stahl und rostfreien Stahllegierungen, Platin und Platinlegierungen, Gold und Goldlegierungen, Nickel und Nickellegierungen, Titan und Titanlegierungen, und Molybdän und Molybdänlegierungen. Zwischen der inneren Oberfläche des dielektrischen Materials 50 und der Außenfläche des metallischen Körperabschnitts 52 liegt ein ausreichender Raum, um eine thermische Ausdehnung des metallischen Körpers zu erlauben, ohne das dielektrische Material, insbesondere an dem distalen Ende dieser Elemente, zu zerbrechen. Der metallische Körperabschnitt 52 kann an das dielektrische Material 50 durch ein Dichtungsmaterial (nicht dargestellt) gebondet werden, welches typischerweise eine anorganische Dichtung ist, die sowohl gegenüber dem dielektrischen Material 50 als auch gegenüber dem metallischen Körperabschnitt 52 eine effektive elektrische Isolierung und gute Haftung ermöglicht. Das Dichtungsmaterial kann vorzugsweise einen kompatiblen thermischen Ausdehnungskoeffizienten und einen Schmelzpunkt über der während der Verwendung in dem Abschnitt erreichten Temperatur aufweisen.
Wie ebenfalls in 3 gezeigt wird, ist die metallische Spitze 55 mit einer Nut 53 versehen, die mit einem dielektrischen Material gefüllt ist, um den dielektrischen Bereich 57 zu bilden. Die Nut 53 und der jeweilige, in der Nut 53 gebildete dielektrische Bereich 57 können verschiedene Geometrien und/oder Formen und verschiedene Querschnitte aufweisen, neben vielen anderen zum Beispiel einen rechteckigen Querschnitt, wie in 3 dargestellt, oder trapezoiden, dreieckigen, quadratischen, sechseckigen, runden, elipsoiden. Die Nut 53 und der dielektrische Bereich 57 können eine Tiefe "D₁" (3) von etwa 1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise von etwa 2 Millimeter, und eine Länge "L₁" (3) von etwa 3 bis etwa 7 Millimeter, vorzugsweise von etwa 5 Millimeter, aufweisen.
Das dielektrische Isolatormaterial, das die Nut 53 füllt, kann aus einem elektrisch isolierenden Material wie etwa Epoxy, Kunststoff, silikonbasiertes Material, Keramik, Glas oder Zusammensetzungen aus diesen erwähnten Materialen, neben vielen weiteren, gebildet sein. Vorzugsweise besteht das dielektrische Isolatormaterial des dielektrischen Bereichs 57 aus demselben Material wie jenes, das das dielektrische Material 50 bildet. Die Erfindung zieht jedoch auch Ausführungsformen in Erwägung, in welchen das dielektrische Isolatormaterial 57 von dem dielektrischen Material 50 verschieden ist. Obwohl die Kontaktfläche 56 des dielektrischen Isolatormaterials 57 in 3 als eine ebene Oberfläche dargestellt ist, kann die Geometrie dieser Kontaktfläche variieren, vor allem in Übereinstimmung mit dem Ort des zu behandelnden Zielgewebes. Somit kann die Kontaktfläche 56 auch, neben vielen weiteren Möglichkeiten, konkav, konvex, hemisphärisch oder konisch sein. Wieder muss zwischen der inneren Oberfläche der Nut 53 und der Außenfläche des dielektrischen Bereichs 57 ein ausreichender Raum vorhanden sein, um eine thermische Ausdehnung des Metalls zu erlauben, ohne das dielektrische Material zu zerbrechen.
4 veranschaulicht eine zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, nach welcher die distale aktive Elektrode 180 der elektrochirurgischen Elektrode 100 einen metallischen Körperabschnitt 52 benachbart zu einer metallischen Spitze 65 umfasst, welche eine Vielzahl von in einem Abstand zueinander angeordneten und von einer Vielzahl von dielektrischen Bereichen 67 umgebenen metallischen Protuberanzen oder "Zähnen" 66 aufweist. Die metallischen Protuberanzen oder "Zähne" 66 können verschiedene geometrische Formen aufweisen und sind zueinander in einem vorbestimmten Abstand "w" (4) von etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter, vorzugsweise von etwa 1 bis etwa 2 Millimeter, angeordnet. Zum Beispiel sind die metallischen Protuberanzen 66 von 4 mit einer rechteckigen Form dargestellt, wobei über der transversalen distalen dielektrischen Oberfläche 51 (4) des dielektrischen Materials 50 ein dreieckiger Bereich angeordnet ist; es sind jedoch auch andere Geometrien möglich, zum Beispiel, neben anderen, eine trapezoide Gestalt. Die Vielzahl von dielektrischen Bereichen 67 ist in 4 ferner mit einer rechteckigen Gestalt und mit Abmessungen "L₂" von etwa 1 bis 2 Millimeter und "D₂" von etwa 2 bis 3 Millimeter dargestellt, doch können falls gewünscht die dielektrischen Bereiche 67 auch hier verschiedene Geometrien und Formen aufweisen. Wie in der ersten Ausführungsform sind die dielektrischen Bereiche 67 vorzugsweise eben, doch kann die Geometrie ihrer Kontaktfläche ebenfalls in Übereinstimmung mit dem Ort des zu behandelnden Zielgewebes variieren. Das dielektrische Isolatormaterial, das die dielektrischen Bereiche 67 bildet, kann, neben vielen weiteren, ein elektrisch isolierendes Material wie etwa Epoxy, Kunststoff, silikonbasiertes Material, Keramik, Glas oder Zusammensetzungen aus diesen erwähnten Materialen sein. Das dielektrische Isolatormaterial des dielektrischen Bereichs 67 kann ähnlich dem oder verschieden von dem dielektrischen Material 50 sein.
5(a) bis (d) zeigen eine dritte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, nach welcher distale aktive Elektroden 280(a)–(d) der elektrochirurgischen Elektrode 100 metallische Spitzen 75(a)–(d) umfassen, welche eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen 76(a)–(d) mit verschiedenen Konfigurationen, zum Beispiel dreieckig (5(b) bis (c)), rechteckig (5(a)) oder eine Kombination der beiden (5(d)), aufweisen. Wie in 5(a) bis (d) gezeigt, haben die dielektrischen Bereiche 77(a)–(d) eine Tiefe "D₃" von etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter und verschiedene Konfigurationen, ebenfalls in Übereinstimmung mit der Konfiguration der metallischen Protuberanzen 76(a)–(d). Wieder kann das dielektrische Isolatormaterial, das die dielektrischen Bereiche 77(a)–(d) bildet, aus einem elektrisch isolierenden Material wie etwa Epoxy, Kunststoff, silikonbasiertes Material, Keramik, Glas oder Zusammensetzungen aus diesen erwähnten Materialen, neben vielen weiteren, gebildet sein. Das dielektrische Isolatormaterial der dielektrischen Bereiche 77(a)–(d) kann mit dem dielektrischen Material 50 übereinstimmen oder sich von diesem unterscheiden.
In allen oben unter Bezugnahme auf 3, 4 und 5(a) bis (d) beschriebenen Ausführungsformen ist die metallische Spitze der elektrochirurgischen Elektrode 100 so geformt, dass die seitlichen Wände der metallischen Spitze einen Einfallswinkel "α" (3 bis 5) mit benachbarten inneren dielektrischen Wänden bilden. Zum Beispiel bilden unter Bezugnahme auf 3 seitliche Wände 59 der metallischen Spitze 55 und dielektrische Wände 54 des dielektrischen Materials 50 einen Winkel "α" von etwa 10 bis 80 Grad, vorzugsweise von etwa 35 bis 55 Grad. Darüber hinaus erstreckt sich in allen bereits beschriebenen und in 3, 4 und 5(a) bis (d) gezeigten Ausführungsformen der am weitesten distale Punkt der metallischen Protuberanzen um einen Abstand "h" von etwa 0,1 bis 0,5 Millimeter über die am weitesten distale transversale Oberfläche 51 (zum Beispiel 4) des dielektrischen Materials 50 hinaus.
In 6 ist die Nut gemäß der vorliegenden Erfindung nicht dargestellt. Die aktive Elektrode 380 umfasst eine mit einer Nut 83 versehene metallische Spitze 85, welche teilweise der Ausführungsform von 3 ähnlich ist, wobei der Unterschied darin besteht, dass die Nut 83 der vierten Ausführungsform nicht wie in den vorhergehenden Ausführungsformen mit einem dielektrischen Material gefüllt ist. Wie in 6 dargestellt, ist die metallische Spitze 85 von der transversalen distalen dielektrischen Oberfläche 51 auf einen Abstand "D₄" (6) vertieft, um die Seitenwände 81 und den Boden 82 der Nut 83 zu bilden. Der Abstand D₄ kann etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise etwa 3 Millimeter, betragen. Wie ebenfalls in 6 dargestellt, ist die metallische Spitze 85 mit Bereichen 86 versehen, welche über die transversale distale dielektrische Oberfläche 51 um einen Abstand "d₄" von etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter, vorzugsweise etwa 0,3 Millimeter, hinausragen. Die Bereiche 86 der metallischen Spitze 85 können verschiedene Konfigurationen und Geometrien aufweisen, wobei die dreieckige Gestalt von 6 nur eine beispielhafte Ausführungsform ist.
In 7 ist die Nut gemäß der vorliegenden Erfindung nicht dargestellt. Diese ist zum Teil dem Aufbau der Ausführungsform von 4 ähnlich, insofern als die metallische Spitze 95 der elektrochirurgischen Elektrode 480 eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen oder "Zähnen" 99 umfasst, die in einem Abstand "w" (7) von etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter, vorzugsweise von etwa 1 bis etwa 2 Millimeter, angeordnet sind. Die metallischen Protuberanzen oder "Zähne" 99 sind jedoch nicht von einem dielektrischen Bereich oder einer Vielzahl von dielektrischen Bereichen umgeben, wie in den zuvor beschriebenen Ausführungsformen, sondern statt dessen in einem Abstand zueinander angeordnet und von einer Vielzahl von Nuten 93 (7) umgeben, die nicht mit irgendeinem Material gefüllt sind. Die metallischen Protuberanzen 99 von 7 sind mit einer rechteckigen Form dargestellt, doch sind auch viele andere Geometrien möglich, zum Beispiel, neben anderen, eine trapezoide Gestalt. Wie ebenfalls in 7 gezeigt, ragen die metallischen Protuberanzen oder "Zähne" 99 über die am weitesten distale transversale dielektrische Oberfläche 51 um einen Abstand "D₅" hinaus. Der Abstand D₅ kann etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise etwa 0,3 Millimeter, betragen.
Die 8(a) bis (d) zeigen zusätzliche Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung, welche zum Teil jenen ähnlich sind, die oben unter Bezugnahme auf 8(a) bis (d) beschrieben und gezeigt wurden, insofern als die metallischen Spitzen 105(a)–(d) von 8(a) bis (d) eine Vielzahl von metallischen Protuberanzen oder "Zähnen" 106(a)–(d) umfassen, welche den metallischen Protuberanzen oder "Zähnen" 76(a)–(d) der Ausführungsform von 5(a) bis (d) ähnlich sind, jedoch ohne dass die dielektrischen Bereiche solche metallischen Protuberanzen trennen und umgeben. Wieder können die metallischen Protuberanzen 106(a)–(d) verschiedene Konfigurationen aufweisen, wie etwa rechteckige, dreieckige oder kreisförmige, neben vielen anderen.
9 zeigt die beanspruchte Nut nicht. Sie zeigt noch eine weitere Ausführungsform, nach welcher die metallische Spitze 205 der distalen aktiven Elektrode 680 (9) der elektrochirurgischen Elektrode 100 eine Vielzahl von länglichen metallischen Protuberanzen 206 umfasst, die in einem Abstand "w" (9) zueinander angeordnet und von einer Vielzahl von flachen dielektrischen Bereichen 207 umgeben sind. Die Vielzahl von länglichen metallischen Protuberanzen 206 der metallischen Spitze 205 können alle zu einer Drahtverbindung 220 zusammenlaufen, wie in 9 dargestellt. Wie in der Ausführungsform von 7 ragen die metallischen länglichen Protuberanzen 206 der elektrochirurgischen Elektrode 680 über die am weitesten distale transversale dielektrische Oberfläche 51 um einen Abstand "D₇" hinaus. Der Abstand D₇ kann etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter, vorzugsweise etwa 0,3 Millimeter, betragen. Der Abstand "w" (9) beträgt etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter, vorzugsweise etwa 1 bis etwa 2 Millimeter.
Die metallischen Protuberanzen 206 sind in 9 mit einer kombinierten rechteckigen und dreieckigen Gestalt dargestellt; es ist jedoch klar, dass viele weitere Geometrien möglich sind, zum Beispiel eine rechteckige, kreisförmige oder trapezoide Gestalt, neben vielen weiteren. Zum Beispiel zeigen 10(a) bis (e) aktive Elektroden 780(a)–(e), die metallische Protuberanzen 216(a)–(e) mit verschiedenen Querschnitten aufweisen und jeweils von dielektrischen Bereichen 217(a)–(e) umgeben sind.
Als ein Ergebnis der verbesserten Konstruktion der metallischen Spitze und des umliegenden dielektrischen Materials arbeitet die elektrochirurgische Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung, welche oben unter Bezugnahme auf 1 bis 10 dargestellt und beschrieben wurde, bei niedriger HF-Leistung effektiv, wenn die elektrochirurgische Elektrode 100 mit einem Gewebe in Kontakt gebracht wird. Die einen hohen Wirkungsgrad aufweisende Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung besitzt eine verringerte metallische Elektrodenfläche, was zu einer wesentlichen Erhöhung der Impedanz der Sonde führt. Darüber hinaus erzeugt die Gestalt der metallischen Protuberanzen, zum Beispiel der metallischen Protuberanzen 99 von 7, Nuten in der metallischen Elektrode, wie etwa Nuten 93 von 7, welche die Elektrodenfläche zum Einfangen erhitzter Flüssigkeit und zum Erzeugen von Bläschen und Funkenbildung vergrößern, wenn die elektrochirurgische Elektrode 100 mit einem zu behandelnden Gewebe in Kontakt gebracht wird. Somit ist als ein Ergebnis der gesteigerten Fähigkeit, an der Spitze der metallischen Elektrode Bläschen einzufangen und Funken zu erzeugen, weniger Strom erforderlich, um Bläschen zu erzeugen, als in einer herkömmlichen Sonde.
Die Erhöhung der Impedanz der elektrochirurgischen Elektrode 100 und der Fähigkeit, Dampfbläschen einzufangen, verringert des Weiteren die Zündungsprobleme, die mit herkömmlichen elektrochirurgischen Elektroden verbunden sind, wodurch der Betrieb der elektrochirurgischen Elektrode 100 besser kontrollierbar wird. Da der notwendige HF-Strom geringer ist als jener einer herkömmlichen Sonde, verfügt ein Chirurg, der ein Verfahren unter Einsatz der elektrochirurgischen Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung durchführt, über eine größere Sicherheitsspanne, was wiederum das Risiko von Verbrennungen am Patienten verringert. Die Kontaktzeit zwischen der elektrochirurgischen Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung und dem zu behandelnden Gewebe ist ebenfalls verringert.
Die elektrochirurgische Elektrode 100 hoher Effizienz der vorliegenden Erfindung, die oben unter Bezugnahme auf die 1 bis 10 dargestellt und beschrieben wurde, kann in einer Reihe von chirurgischen medizinischen Verfahren in der Gegenwart eines elektrisch leitfähigen Fluids eingesetzt werden, um ein bestimmtes Zielgewebe zu entfernen und/oder zu modifizieren. Dementsprechend kann die elektrochirurgische Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung in einer herkömmlichen offenen chirurgischen Umgebung oder in anderen, weniger invasiven Techniken verwendet werden, die Kanülen oder verschiedene Port-Access-Einrichtungen verwenden, wenn leitfähiges Fluid vorhanden ist. Die vorliegende Erfindung findet auch Anwendungen in chirurgischen Verfahren, in denen das Zielgewebe mit einem elektrisch leitfähigen Fluid überspült oder in dieses eingetaucht ist, wie etwa in vielen arthroskopischen Verfahren zur Ablation, Koagulation, Formung oder zum Schneiden verschiedener Körperteile, wie etwa das Knie, die Schulter, die Hüfte, der Knöchel, der Ellbogen, die Hand oder der Fuß.
Die vorliegende Erfindung hat die gleiche Anwendbarkeit auf chirurgische Verfahren, in denen das Zielgewebe mit einem natürlichen leitfähigen Fluid des menschlichen Körpers, wie zum Beispiel etwa Blut oder Lymphplasma, die als elektrisch leitfähige Fluide dienen, überspült wird. Dessen ungeachtet wird ein in den Körper des Patienten eingeleitetes, elektrisch leitfähiges Fluid dem Blut bevorzugt, da Blut dazu neigt, bei bestimmten Temperaturen zu koagulieren. Darüber hinaus kann dem Blut oder Plasma des Patienten die notwendige Leitfähigkeit fehlen, um das bestimmte gewünschte elektrochirurgische Verfahren auszuführen.
Chirurgische Verfahren, welche die elektrochirurgische Elektrode 100 der Erfindung verwenden, umfassen das Einführen der Elektrodenanordnung in unmittelbarer Nähe zu der Operationsstelle durch einen künstlichen Kanal oder eine Kanüle, oder durch einen natürlichen Kanal, der sich in einem anatomischen Körperhohlraum oder -raum befinden oder chirurgisch geschaffen worden sein kann. Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung sind die Begriffe "unmittelbare Nähe" und "Nähe" definiert als "in Kontakt mit" oder "in einem Abstand von etwa 0,1 bis etwa 10 Millimeter". Der Hohlraum oder Raum kann während des Verfahrens unter Verwendung eines Fluids aufgebläht werden oder auf natürliche Weise durch anatomische Strukturen offen gehalten werden. Darüber hinaus kann die Operationsstelle in einem kontinuierlichen Strom eines leitfähigen Fluids, wie etwa Salzlösung, gebadet werden, um den Hohlraum zu füllen und aufzublähen. Die Verfahren können die gleichzeitige Beobachtung der Stelle über ein Endoskop oder unter Verwendung eines indirekten Visualisierungsmittels einschließen.
Um ein beispielhaftes chirurgisches Verfahren mit der elektrochirurgischen Elektrode 100 der vorliegenden Erfindung besser darzustellen, wird nun auf die 11 Bezug genommen, welche eine schematische Querschnittsansicht eines Kniegelenksbereichs 95 zeigt. Der Kniegelenksbereich 95 von 11 kann einem arthroskopischen Verfahren unterzogen werden, zum Beispiel mit der elektrochirurgischen Sonde 20 wobei die elektrochirurgische Elektrode 100 und die distale aktive Elektrode 380 (6) gemäß der dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hergestellt sind. Wie nach dem Stand der Technik bekannt, kann ein Endoskop (nicht dargestellt) an einem Ende mit der distalen aktiven Elektrode 380 versehen werden, und dann in den Kniehohlraum 92 (11) eingeführt werden, der das elektrisch leitfähige Fluid 91 (11) enthält und sich in unmittelbarer Nähe zu dem Zielgewebe 99 (11) befindet. Wenn das Zielgewebe 99 des Kniegelenksbereichs 95 zum Beispiel ein beschädigter Meniskus ist, kann das Zielgewebe 99 einer partiellen oder kompletten elektrochirurgischen Meniskektomie unter Verwendung der aktiven Elektrode 380 unterzogen werden. Alternativ kann das Endoskop getrennt von der elektrochirurgischen Elektrode 380 über separate Zugangsmittel in einer chirurgischen Technik, die gemeinhin als Triangulation bekannt ist, eingeführt werden. In jedem Fall kann der Kniehohlraum 92 während des arthroskopischen Verfahrens unter Verwendung von elektrisch leitfähigem Fluid 91 aufgebläht werden, so dass das Zielgewebe 99 in einem kontinuierlichen Strom von leitfähigem Fluid 91, welches vorzugsweise eine Salzlösung sein kann, gebadet wird.
Sobald die distale aktive Elektrode 380 in der Nähe des Zielgewebes 99 angeordnet und das Zielgewebe 99 in das elektrisch leitfähige Fluid 91 eingetaucht ist, wird die elektrochirurgische Sonde 20 durch die elektrochirurgische Stromversorgung 11 (1) stromführend gemacht. Die Stromversorgung liefert Hochfrequenzenergie, typischerweise im Bereich von 100 kHz bis 3 MHz, über das Kabelsystem 22 (1 und 11) an die elektrochirurgische Elektrode 100 und weiter an die distale aktive Elektrode 380.
Obwohl die vorliegende Erfindung unter Bezugnahme auf arthroskopische Chirurgie einer Kniegelenksstruktur beschrieben wurde, ist die Erfindung nicht auf die obigen Ausführungsformen beschränkt. Dementsprechend kann die elektrochirurgische Elektrode 100 (1–10) der Erfindung für eine Reihe von arthroskopischen Verfahren, zum Beispiel in der Dissektion, Resektion, Vaporisation, Trocknung und Koagulation von Gewebestrukturen in verschiedenen endoskopischen und perkutanen Verfahren eingesetzt werden, die an Gelenken des Körpers durchgeführt werden, einschließlich, aber nicht beschränkt auf spinale und andere nicht synoviale Gelenkstechniken. Arthroskopische Verfahren, die von der vorliegenden Erfindung umfasst werden, können des Weiteren einschließen: Entlastung des seitlichen Haltebands des Kniegelenks; Entfernung der vorderen und hinteren Kreuzbänder; Resektion einer Labrumläsion; Akromioplastie, Bursektomie und subakromiale Dekompression des Schultergelenks; vordere Entlastung des Temporomandibulargelenks; Synovektomie, Knorpeldebridement, Chondroplastik, Spaltung intra-artikulärer Adhäsionen, Bruch und Sehnendebridement, wie sie bei einem beliebigen der synovialen Gelenke des Körpers angewandt werden; Einleiten einer thermischen Schrumpfung von Gelenkskapseln als eine Behandlung wiederkehrender Dislokation, Subluxation oder RSI-Syndrom an allen Gelenksverbindungen des Körpers; Diskektomie entweder in der Behandlung von Bandscheibenvorfall oder als Teil einer Wirbelfusion über einen vorderen oder hinteren Zugang zur Hals-, Brust- oder Lendenwirbelsäule oder jede andere Syndesmose für ähnliche Zwecke; Exzision von erkranktem Gewebe und Hämostase, unter anderem.
Die elektrochirurgische Elektrode 100 (1–10) der vorliegenden Erfindung kann auch in hysteroskopischen chirurgischen Verfahren oder urologischen endoskopischen (Urethroskopie, Zystoskopie, Ureteroskopie und Nephroskopie) und perkutanen Interventionen verwendet werden. Hysteroskopische Verfahren können einschließen: Entfernung von submukosalen Fibromen, Polypen oder bösartigen Neoplasmen; Resektion von kongenitalen uterinen Anomalien wie etwa ein Septum oder Subseptum; Spaltung von Synechien (Adhäsiolyse); Ablation von erkranktem oder hypertrophischem Endometriumgewebe; und Hämostase. Diese urologischen Verfahren können einschließen: Elektrovaporisation der Prostatadrüse (EVAP) und andere ähnliche Verfahren, die üblicherweise als transurethrale Resektion der Prostata (TURP) bezeichnet werden, einschließlich, aber nicht beschränkt auf interstitiale Ablation der Prostatadrüse auf perkutanem oder perurethralem Weg bei gutartigen und bösartigen Erkrankungen; transurethale oder perkutane Resektion von Tumoren der Harnwege; Spaltung von Strikturen, die an Pelviureterojunktur (PUJ), Ureter, Ureterostium, Blasenhals oder Urethra auftreten können; Korrektur einer Ureterozele, unter anderem.
Die oben gegebene Beschreibung und die Zeichnungen stellen bevorzugte Ausführungsformen dar, welche die Ziele, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung erreichen. Die vorliegende Erfindung soll nicht auf die gezeigten Ausführungsformen eingeschränkt werden. Jegliche Abwandlung der vorliegenden Erfindung, die in den Schutzbereich der folgenden Ansprüche fällt, ist als Teil der vorliegenden Erfindung zu betrachten.

Claims

Elektrochirurgische Sonde (20) umfassend: einen Schaft (90) mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende; und zumindest eine aktive Elektrode (80; 180; 280a–d; 580a–d; 780a–e), die am oder nahe dem distalen Ende angeordnet ist, wobei die zumindest eine aktive Elektrode einen metallischen Körperabschnitt (52), der von einem dielektrischen Material (50) umgeben ist, und eine metallische Spitze (55; 65; 75a–d; 105a–d) benachbart zu dem metallischen Körperabschnitt (52) umfasst, wobei die metallische Spitze des Weiteren eine Vielzahl von Protuberanzen (66; 76a–d; 106a–d; 216a–d) aufweist, die jeweils in einem vorbestimmten Abstand zueinander beabstandet sind, wobei die Vielzahl von Protuberanzen (66; 76a–d; 106a–d; 216a–d) über eine am weitesten distale transversale Oberfläche des dielektrischen Materials hinausragt, dadurch gekennzeichnet, dass seitliche Wände (59) der Protuberanzen (55; 66; 76a–d; 106a–d; 216a–d) einen Einfallswinkel (α) mit benachbarten seitlichen Wänden (54) des dielektrischen Materials (50) bilden, so dass eine Nut durch die seitlichen Wände und die benachbarten seitlichen Wände des dielektrischen Materials (50) definiert wird, das den metallischen Körperabschnitt (52) umgibt.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 1, worin die Vielzahl von Protuberanzen (55; 66; 76a–d; 216a–d) von einer Vielzahl von dielektrischen Abschnitten (57; 67; 77a–d; 217a–d) umgeben ist.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 1, worin der vorbestimmte Abstand (w) etwa 0,1 bis etwa 2 Millimeter beträgt.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 3, worin der vorbestimmte Abstand etwa 1 bis etwa 2 Millimeter beträgt.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 1, worin die Vielzahl von Protuberanzen (66) etwa 0,1 bis etwa 5 Millimeter über eine distale transversale Oberfläche (51) des dielektrischen Materials (50) hinausragt.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 1, worin seitliche Wände (59) der metallischen Spitze (55) einen Einfallswinkel (α) von etwa 10 bis 80 Grad mit benachbarten seitlichen Wänden (54) des dielektrischen Materials (50) bilden.
Elektrochirurgische Sonde (20) nach Anspruch 1, worin die metallischen Protuberanzen (66; 76a–d; 106a–d; 216a–e) eine Querschnittsgestalt aufweisen, die aus der Gruppe bestehend aus rechteckiger, quadratischer, kreisförmiger, trapezoider, dreieckiger und sechseckiger Gestalt ausgewählt ist.
Elektrochirurgisches System (10) zur elektrochirurgischen Ablation von Gewebe, das in ein leitfähiges Fluid (91) eingetaucht ist, umfassend: eine Stromversorgungsquelle (11); eine elektrochirurgische Sonde (20); und Mittel (34, 22) zum Applizieren einer hochfrequenten Spannung auf die elektrochirurgische Sonde (20); dadurch gekennzeichnet, dass die elektrochirurgische Sonde (20) gemäß den Ansprüchen 2 und 3 verwirklicht ist.
Elektrochirurgisches System (10) nach Anspruch 8, worin die Vielzahl von dielektrischen Abschnitten (57; 67; 77a–d; 217a–e) eine ebene distale Oberfläche (51) aufweist.