DE69831682T2 - Anordnung und verfahren zur gewebekontraktion mittels elektrochirurgischer eingriffe - Google Patents

Anordnung und verfahren zur gewebekontraktion mittels elektrochirurgischer eingriffe Download PDF

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M. Phillip OLSEN
A. Michael BAKER
E. Philip EGGERS
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
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    • A61M25/0158—Tip steering devices with magnetic or electrical means, e.g. by using piezo materials, electroactive polymers, magnetic materials or by heating of shape memory materials

Description

  • Die vorliegende Erfindung ist eine Teilfortführung der US-Patentanmeldung Ifd. Nr. 08/942 580, eingereicht am 2. Oktober 1997 (Anwaltsregister-Nr. 16238-001300), die eine Teilfortführung der internationalen PCT-Anmeldung, US Nationale Phase Ifd. Nr. PCT/US94/05168, eingereicht am 10. Mai 1994 (Anwaltsregister Nr. 16238-000440), ist, die eine Teilfortführung der Anmeldung Ifd. Nr. 08/059 681, eingereicht am 10. Mai 1993 (Anwaltsregister Nr. 16238-00420), war, die eine Teilfortführung der Anmeldung Ifd. Nr. 07/958 977, eingereicht am 9. Oktober 1992 (Anwaltsregister Nr. 16238-000410), war, die eine Teilfortführung der Anmeldung Ifd. Nr. 07/817 575, eingereicht am 7. Januar 1992 (Anwaltsregister Nr. 16238-00040), war.
  • Die vorliegende Erfindung betrifft auch die US-Patentanmeldung Nr. 08/977 845, eingereicht am 25. November 1997 (Anwaltsregister Nr. D-2), die eine Teilfortführung der Anmeldung Nr. 08/562 332, eingereicht am 22. November 1995 (Anwaltsregister Nr. 016238-000710), ist, und die US-Patentanmeldung Nr. 09/010 382, eingereicht am 21. Januar 1998 (Anwaltsregister Nr. A-6), deren vollständige Offenbarungen durch den Hinweis hierin aufgenommen werden. Die vorliegende Erfindung betrifft auch die gemeinsam übertragene, gleichzeitig anhängige US-Patentanmeldung Nr. nicht erteilt, eingereicht am 28. September 1998, mit dem Titel "Systems and Methods for Electrosurgical Incisions on Skin Surfaces" (Anwaltsregister-Nr. D-8), und das US-Patent Nr. 08/990 374, eingereicht am 15. Dezember 1997 (Anwaltsregister-Nr. E-3), das eine Teilfortführung der US-Patentanmeldung Nr. 08/485 219, eingereicht am 7. Juni 1995, nun US-Patent Nr. 5 697 281 (Anwaltsregister 16238-000600), ist, die Patentanmeldungen Nrn. 09/109 219, 09/058 571, 08/874 173 und 09/002 315, eingereicht am 30. Juni 1998, 10. April 1998, 13. Juni 1997, bzw. 2. Januar 1998, (Anwaltsregister-Nrn. CB-1, CB-2, 16238-005600 bzw. C-9), und die US-Patentanmeldung Nr. 09/054 323, eingereicht am 2. April 1998 (Anwaltsregister-Nr. E-5), US-Patentanmeldung Nr. 09/010 382, eingereicht am 21. Januar 1998 (Anwaltsregister A-6) und US-Patentanmeldung Nr. 09/032 375, eingereicht am 27. Februar 1998 (Anwaltsregister Nr. CB-3), US-Patentanmeldung Nrn. 08/977 845, eingereicht am 25. November 1997 (Anwaltsregister-Nr. D-2), 08/942 580, eingereicht am 2. Oktober 1997 (Anwaltsregister-Nr. 16238-001300), US-Anmeldung Nr. 08/53 227, eingereicht am 22. November 1996 (Register 16238-002200), US-Anmeldung Nr.08/687792, eingereicht am 18. Juli 1996 (RegisterNr. 16238-001600) und die internationale PCT-Anmeldung, US Nationale Phase Ifd. Nr. PCT/US94/05168, eingereicht am 10. Mai 1994, nun US-Patent Nr. 5 697 909 (Anwaltsregister 16238-000440), die eine Teilfortführung der US-Patentanmeldung Nr. 08/059 681, eingereicht am 10. Mai 1993 (Anwaltsregister 16238-000420), war, die eine Teilfortführung der US-Patentanmeldung Nr. 07/958 977, eingereicht am 9. Oktober 1992 (Anwaltsregister 16238-000410), war, die eine Teilfortführung der US-Patentanmeldung Nr. 07/817 575, eingereicht am 7. Januar 1992 (Anwaltsregister 16238-00040), war, deren vollständige Offenbarungen durch den Hinweis für alle Zwecke hierin aufgenommen werden. Die vorliegende Erfindung betrifft auch das gemeinsam übertragene US-Patent Nr. 5 683 366, eingereicht am 22. November 1995 (Anwaltsregister 16238-000700).
  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere chirurgische Vorrichtungen, die eine Hochfrequenzspannung verwenden, um weiche Gewebestrukturen wie z. B. Collagen-Bindegewebe zu kontrahieren.
  • Collagen-Bindegewebe ist an vielen Stellen im menschlichen Körper zu finden, wie z. B. im weichen Gewebe, das Gelenke umgibt, im Gewebe der Hornhaut, in den epidermalen und dermalen Schichten der Haut und dergleichen. Collagenfasern schrumpfen oder ziehen sich zusammen, wenn sie erhöhten Temperaturen ausgesetzt werden, was verursacht, dass sich die Weite der Collagenfasern erhöht, ohne die strukturelle Integrität des Bindegewebes wesentlich zu ändern. Diese molekulare Reaktion auf die Temperaturerhöhung hat die Kontraktion von Collagengewebe in vielen Anwendungen wichtig gemacht, wie z. B. bei der Schrumpfung von Collagengewebe in der Schulterkapsel oder im Kniegelenk oder im weichen Collagengewebe in der Haut bei Faltenentfernungsvorgängen.
  • Collagengewebe ist in der Stabilität von peripheren Gelenken, wie z. B. der Schulter, dem Knie, der Hüfte oder dergleichen, besonders wichtig. Periphere Gelenke umfassen im Allgemeinen eine Abdeckung eines Glasknorpels, der von einer Weichgewebe-Gelenkkapsel umgeben ist, die den konstanten Kontakt der Knorpeloberflächen an den Enden der Knochen aufrechterhält. Diese Gelenkkapsel hält auch das Synoviafluid, das für die Ernährung und Schmierung der Gelenkoberflächen sorgt. Die Instabilität der peripheren Gelenke ist eine signifikante Ursache für Behinderung und funktionale Einschränkung bei aktiven Patienten. Wenn ein Gelenk instabil wird, ermöglicht sein weiches Gewebe beispielsweise eine übermäßige Bewegung der Gelenkoberflächen relativ zueinander und in Richtungen, die normalerweise durch die Bänder oder Kapsel nicht gestattet werden. Typischerweise gilt, je mehr Bewegung ein Gelenk zeigt, desto natürlicher locker ist das weiche Gewebe, das das Gelenk umgibt. Wenn die Instabilität stark und wiederkehrend ist, können sich funktonale Behinderung und Arthritis ergeben.
  • Jüngere chirurgische Versuche, die Gelenkinstabilität zu behandeln, haben sich auf das Spannen der Weichgewebeeinschränkungen, die in den Gelenken locker wurden, konzentriert. Diese Eingriffe werden typischerweise durch offene chirurgische Methoden durchgeführt, die häufig einen Krankenhausaufenthalt und verlängerte Rehabilitationsprogramme erfordern. Endoskopische Verfahren verursachen im Allgemeinen weniger Blutverlust, haben ein geringeres Infektionsrisiko und schnellere postoperative Erholungszeiten. Arthroskopische Eingriffe sind jedoch technisch anspruchsvoller als offene chirurgische Eingriffe, da es häufig schwierig ist, mit Endoskopinstrumenten zum lockeren Gewebe innerhalb der Gelenke zu gelangen.
  • Laserenergie wurde verwendet, um eine Gewebeerwärmung zum Kontrahieren von Collagenfasern in weichem Gewebe zu bewirken. Infrarotlaserenergie wurde beispielsweise an der Hornhaut verwendet, um eine Collagenschrumpfung für eine Formmodifikation der Hornhaut (Laserthermokeratoplastik) zu induzieren. Bei diesen Verfahren wird das Collagen typischerweise mit kohärenter Laserenergie in einem Wellenlängenbereich von etwa 1,8 bis etwa 2,55 Mikrometer bestrahlt, um die Collagentemperatur auf etwa 23 °C über der normalen Körpertemperatur zu erhöhen, um eine Collagenschrumpfung zu erzielen.
  • Elektrochirurgische Verfahren wurden auch verwendet, um die Collagenfasern in weichem Gewebe zu kontrahieren. Diese Verfahren beinhalten typischerweise die Anwendung von Hochfrequenzenergie (HF-Energie) auf weiches Collagengewebe, um die Gewebeelastizität zu kontrahieren und einzuschränken. Das US-Patent Nr. 5 458 596, Lax, beschreibt beispielsweise eine einpolige elektrochirurgische Vorrichtung zum Kontrahieren von weichem Gewebe, bei dem eine HF-Spannung an einen Elektrodenterminal angelegt wird, der nahe dem Zielgewebe angeordnet wird. Der elektrische Strom wird durch das Gewebe fließen lassen, um eine Kontraktion der Collagenfasern zu induzieren. Die Übertragung des HF-Stroms kann durch direkten Kontakt zwischen der aktiven Elektrode und dem Gewebe oder durch eine dünne Schicht eines elektrisch leitenden Fluids wie z. B. Salzlösung oder Gel stattfinden.
  • Derzeitige elektrochirurgische Vorrichtungen und Eingriffe wie z. B. die bei Lax beschriebenen leiden jedoch unter einer Anzahl von Nachteilen. Einpolige Vorrichtungen leiten beispielsweise im Allgemeinen den elektrischen Strom entlang eines festgelegten Weges von der freiliegenden oder aktiven Elektrode durch den Körper des Patienten zur Rückführungselektrode, die extern an einer geeigneten Stelle am Patienten befestigt ist. Dies erzeugt die potentielle Gefahr, dass der elektrische Strom durch undefinierte Wege im Körper des Patienten fließt; wodurch das Risiko von ungewollter elektrischer Stimulation an Teilen des Körpers des Patienten erhöht wird. Außerdem erhöht die direkte Übertragung des HF-Stroms durch das Zielgewebe gewöhnlich die Wärmeschädigung, die am Zielgewebe verursacht wird, und es kann eine Wärmeschädigung oder Nekrose von Körperstrukturen induzieren, die unter dem Zielgewebe liegen und/oder dieses umgeben.
  • Aus diesen und anderen Gründen sind verbesserte Systeme für die elektrochirurgische Kontraktion von Collagengewebe erwünscht.
  • US 5 514 130 (nächster Stand der Technik) zeigt eine Hochfrequenz-Abtragungsvorrichtung mit einer ersten Elektrode, die im Zuführungskatheterlumen angeordnet ist, und einer zweiten Elektrode, die im Lumen der ersten Elektrode angeordnet ist. Die zwei Elektroden werden relativ zueinander bewegt, um Gewebe abzutragen.
  • US 5 458 596 zeigt eine Vorrichtung zum Steuern der Kontraktion von Collagenfasern mit einer Elektrode, die eine flache, längliche Struktur aufweist.
  • ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung schafft Systeme zum selektiven Anlegen von elektrischer Energie an Strukturen innerhalb oder auf der Oberfläche des Körpers eines Patienten. Die Systeme ermöglichen, dass das Operationsteam elektrochirurgische Eingriffe, wie z. B. das selektive Kontrahieren von weichem Collagengewebe und anderer Körperstrukturen, durchführt, während die Wärmeschädigung oder die molekulare Auflösung von solchem Gewebe begrenzt wird und die Wärme schädigung an Gewebe, das zum Behandlungsort benachbart ist und unter diesem liegt, begrenzt wird. Die Systeme der vorliegenden Erfindung sind für chirurgische Eingriffe in elektrisch leitenden Umgebungen, wie z. B. bei arthroskopischen Eingriffen in den Gelenken, z. B. Schulter, Knie, Hüfte, Hand, Fuß, Ellbogen, und dergleichen, besonders nützlich. Die vorliegende Erfindung ist auch in relativ trockenen Umgebungen, wie z. B. bei der Behandlung und Formung der Hornhaut, und bei dermatologischen Eingriffen, die eine Oberflächengewebekontraktion von Gewebe, das unter der Oberfläche der Haut liegt, für die Gewebeverjüngung, Faltenentfernung und dergleichen beinhalten, nützlich.
  • Diese Erfindung schafft ein Collagen-Kontraktionssystem zum Aufbringen von elektrischer Hochfrequenzenergie auf ein Gewebe an einem Zielort, mit: einem elektrochirurgischen Instrument mit einem Schaft mit einem proximalen und einem distalen Ende und mindestens einer aktiven Elektrode an oder nahe dem distalen Ende des Schafts; einer Rückführungselektrode am Instrumentenschaft, die von der aktiven Elektrode beabstandet ist; und einer elektrochirurgischen Energieversorgung zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung an die aktive Elektrode und die Rückführungselektrode, wobei die Spannung so ausgewählt wird, dass eine Kontraktion von Collagenfasern innerhalb des Gewebes induziert wird, ohne einen molekularen Zusammenbruch oder eine Auflösung des Gewebes zu verursachen; wobei die Rückführungselektrode so positioniert ist, dass sie einen elektrischen Strom von der aktiven Elektrode von dem Gewebe am Zielort weg zieht.
  • Vorzugsweise ist die Rückführungselektrode am Schaft der Sonde nahe der aktiven Elektrode angeordnet.
  • Das System kann ferner ein Fluid-Zuführungselement zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zwischen dem Gewebe und der aktiven Elektrode umfassen, wobei die Spannung so ausgewählt wird, dass das elektrisch leitende Fluid auf eine Temperatur erwärmt wird, die ausreicht, um eine Kontraktion der Collagenfasern innerhalb des Gewebes zu bewirken.
  • Vorzugsweise wird die Spannung so ausgewählt, dass die Collagenfasern auf eine Temperatur von etwa 60 °C bis 70 °C erwärmt werden.
  • Die Energieversorgung kann ein Mittel zum Steuern einer Penetrationstiefe des elektrischen Stroms in menschliches Gewebe umfassen. Die Energieversorgung kann eine Betriebsfrequenz von weniger als 350 kHz, vorzugsweise zwischen etwa 100 und 200 kHz, aufweisen.
  • Vorzugsweise umfasst das System eine Anordnung von Elektrodenterminals, die an einem distalen Ende der elektrochirurgischen Sonde angeordnet sind, wobei die Terminals jeweils einen Durchmesser von weniger als 1 mm bis etwa 0,05 mm aufweisen.
  • Die Rückführungselektrode kann am Instrumentenschaft derart angeordnet sein, dass, wenn die aktive Elektrode Gewebe berührt, die Rückführungselektrode vom Gewebe beabstandet ist, und das System kann ein Fluid-Zuführungselement zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zum Zielort umfassen, so dass eine leitende Bahn von der aktiven Elektrode durch das elektrisch leitende Fluid zur Rückführungselektrode gebildet wird.
  • Das System kann ferner ein Isolierungselement am Schaft umfassen, das die aktive Elektrode von der Rückführungselektrode beabstandet, wobei die aktive Elektrode eine Gewebebehandlungsoberfläche aufweist, die mit einer Oberfläche des Isolierungselements bündig abschließt.
  • Das System kann ferner einen elektrisch isolierenden Träger an oder nahe dem distalen Ende des Schafts umfassen, wobei der elektrisch isolierende Träger eine Gewebebehandlungsobertläche und eine Elektrodenanordnung mit mindestens drei Elektrodenterminals aufweist, die zumindest teilweise in den elektrisch isolierenden Träger eingebettet sind, wobei die Elektrodenterminals mit der Gewebebehandlungsoberfläche des elektrisch isolierenden Trägers im Wesentlichen bündig abschließen.
  • Vorzugsweise umfasst der elektrisch isolierende Träger ein anorganisches Material, das aus der Gruppe ausgewählt ist, die im Wesentlichen aus Glas, Keramik und Glas/Keramik besteht.
  • Das vorstehend umrissene Collagen-Kontraktionssystem kann für die kosmetische Behandlung der Haut, vorzugsweise die Faltenentfernung, ausgelegt sein.
  • Ein weiteres Verständnis der Art und der Vorteile der Erfindung wird durch Bezugnahme auf die restlichen Teile der Beschreibung und die Zeichnungen ersichtlich.
  • KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 ist eine perspektivische Ansicht eines elektrochirurgischen Systems, das eine Energieversorgung und eine elektrochirurgische Sonde für Gewebekontraktion und Gefäßhämostase gemäß der vorliegenden Erfindung beinhaltet;
  • 2 ist eine Seitenansicht der elektrochirurgischen Sonde von 1;
  • 3 ist eine Querschnittsansicht der elektrochirurgischen Sonde von 1;
  • 4 ist eine Ansicht eines proximalen Abschnitts der elektrochirurgischen Sonde in auseinandergezogener Anordnung;
  • 5 ist eine Stirnansicht der Sonde, die eine Anordnung von Elektrodenterminals darstellt, die in einen Träger eingebettet sind;
  • 6 ist eine Schnittansicht des distalen Abschnitts einer elektrochirurgischen Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • 7 ist eine Stirnansicht der Sonde von 5;
  • 8A–8D sind Stirnansichten von alternativen Konfigurationen für die Sonde von 6;
  • 9 ist eine Ansicht des distalen Abschnitts der elektrochirurgischen Sonde von 6, die die Verwendung der Sonde zur Kontraktion von Collagenfasern in einer elektrisch leitenden Umgebung darstellt;
  • 10 ist ein Kurvenbild, das die elektrische Impedanz von Gewebe und isotonischer Salzlösung mit der Betriebsfrequenz darstellt;
  • 11 und 12 sind Schnittansichten, die eine weitere elektrochirurgische Sonde und ein Verfahren zur Kontraktion von Collagengewebe gemäß der vorliegenden Erfindung darstellen;
  • 13 stellt ein weiteres Verfahren zum Kontrahieren von Gewebe mit der Erwärmung von Fluid gemäß der vorliegenden Erfindung dar;
  • 14 stellt eine weitere elektrochirurgische Sonde mit einer einzelnen Zuleitung für aktive Elektroden dar;
  • 15 und 16 sind eine Schnitt- bzw. eine Stirnansicht einer weiteren elektrochirurgischen Sonde mit einer einzelnen röhrenförmigen Elektrode;
  • 17 und 18 sind eine Schnitt- bzw. eine Stirnansicht einer weiteren elektrochirurgischen Sonde mit einer massiven zylindrischen Elektrode;
  • 19 und 20 stellen eine weitere Ausführungsform dar, in der die elektrochirurgische Sonde ein Fluidlumen zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zum Zielort umfasst;
  • 21 stellt eine chirurgische Ausrüstung zum Schrumpfen der Collagenfasern des Gelenkkapselgewebes gemäß der vorliegenden Erfindung dar;
  • 22 ist eine perspektivische Ansicht einer weiteren Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde der vorliegenden Erfindung;
  • 23 und 24 sind eine Querschnitts- bzw. eine Stirnansicht der Sonde von 22; und
  • 25 stellt eine einpolige Ausführungsform des elektrochirurgischen Systems der vorliegenden Erfindung dar.
  • BESCHREIBUNG VON SPEZIELLEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Die vorliegende Erfindung schafft Systeme zum selektiven Aufbringen von elektrischer Energie auf eine Zielstelle im oder am Körper eines Patienten, wie z. B. festes Gewebe oder dergleichen, welche insbesondere Eingriffe umfassen, bei denen der Gewebeort in ein elektrisch leitendes Fluid untergetaucht oder eingetaucht wird, wie z. B. eine arthroskopische Operation des Knies, der Schulter, des Knöchels, der Hüfte, des Ellbogens, der Hand oder des Fußes. Außerdem umfassen Gewebe, die durch das System und das Verfahren der vorliegenden Erfindung behandelt werden können, collagenes Gewebe innerhalb des Auges, epidermale und dermale Gewebe, die unter der Oberfläche der Haut liegen, Gewebe innerhalb der Speiseröhre oder des unteren Schließmuskels, Gewebe innerhalb des Mundes des Patienten, wie z. B. des Zäpfchens, des weichen Gaumens oder der Zunge oder dergleichen. Wenn sie auf ein Gelenk angewendet wird, schafft die Erfindung eine Schrumpfung der Gelenkkapsel und eine daraus folgende Kontraktion des Volumens und des inneren Umfangs der Gelenkkapsel, um für Gelenkstabilität zu sorgen. Der Bequemlichkeit halber richtet sich die restliche Offenbarung insbesondere auf die Kontraktion von Collagenfasern innerhalb eines Gelenks während eines arthroskopischen Eingriffs, es ist jedoch zu erkennen, dass das System und das Verfahren gleichermaßen gut auf Eingriffe, die andere Gewebe des Körpers beinhalten, sowie auf andere Eingriffe, einschließlich offener Chirurgie, Laparoskopchirurgie, Thorakoskopchirurgie und anderer endoskopischer chirurgischer Eingriffe, angewendet werden können.
  • Die vorliegende Erfindung wendet elektrische Hochfrequenzenergie (HF-Energie) in einer elektrisch leitenden Fluidumgebung an, um Collagen-Bindgewebe zu schrumpfen oder zu kontrahieren, wie z. B. das Collagen-Kapselgewebe innerhalb eines Gelenks oder das Collagengewebe innerhalb der epidermalen oder dermalen Schichten der Haut. Die HF-Energie erwärmt das Gewebe direkt oder indirekt durch Erwärmen der Fluidumgebung, um die Gewebetemperatur von den normalen Körpertemperaturen (z. B. 37 °C) auf Temperaturen im Bereich von 55 °C bis 85 °C, vorzugsweise im Bereich von 60 °C bis 70 °C zu erhöhen. Die thermische Schrumpfung von Collagenfasern geschieht innerhalb eines kleinen Temperaturbereichs, der für Säugercollagen im Bereich von 60 °C bis 70 °C liegt (Deak, G. et al., "The Thermal Shrinkage Process of Collagen Fibres as Revealed by Polarization Optical Analysis of Topooptical Staining Reactions", Acta Morphologica Acad. Sci. von Ungarn, Band 15(2), S. 195–208, 1967). Die vorher berichtete Forschung hat die thermische Schrumpfung von Collagen der Spaltung der internen stabilisierenden Vernetzungen innerhalb der Collagenmatrix zugeschrieben (Deck, ibid.). Es wurde auch berichtet, dass, wenn die Collagentemperatur über 70 °C erhöht wird, die Collagenmatrix beginnt, sich wieder zu entspannen, und der Schrumpfungseffekt umgekehrt wird, was zu keiner Nettoschrumpfung führt (Allain, J. C., et al., "Isometric Tensions Developed During the Hydrothermal Swelling of Rat Skin", Connective Tissue Research, Band 7. S. 127–133, 1980). Folglich ist die gesteuerte Erwärmung von Gewebe auf eine genaue Tiefe für das Erreichen der therapeutischen Collagenschrumpfung entscheidend.
  • Die bevorzugte Erwärmungstiefe, um die Schrumpfung von Collagen im erwärmten Bereich zu bewirken (d. h. die Tiefe, auf die das Gewebe auf Temperaturen zwischen 60 °C und 70 °C erhöht wird), hängt im Allgemeinen von (1) der Dicke des Gewebes, (2) dem Ort von naheliegenden Strukturen (z. B. Nerven), die keinen schädigenden Temperaturen ausgesetzt werden sollten, und/oder (3) dem Ort der Collagengewebeschicht, in der eine therapeutische Schrumpfung bewirkt werden soll, ab. Die Erwärmungstiefe liegt gewöhnlich im Bereich von 0 bis 3,5 mm. Im Fall von Gelenkkapselgewebe liegt die Erwärmungstiefe vorzugsweise im Bereich von 0,2 mm bis 0,5 mm. Im Fall von Collagen, das unter der Oberfläche der Haut liegt, liegt die Erwärmungstiefe vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 0,5 mm.
  • Die vorliegende Erfindung kann eine einzelne aktive Elektrode oder eine Elektrodenanordnung, die über eine Kontaktoberfläche einer Sonde verteilt ist, verwenden. Die Elektrodenanordnung umfasst gewöhnlich eine Vielzahl von unabhängig strombegrenzten und/oder leistungsgesteuerten Elektrodenterminals, um elektrische Energie selektiv auf das Zielgewebe und/oder die unmittelbare leitende Fluidumgebung aufzubringen, während das ungewollte Aufbringen von elektrischer Energie auf das umgebende Gewebe und die Umgebung, die sich aus einer Energieableitung in umgebende elektrisch leitende Fluide, wie z. B. normale Salzlösung, ergibt, begrenzt wird. Die Elektrodenterminals können durch Isolieren der Terminals voneinander und Verbinden von jedem Terminal mit einer separaten Energiequelle, die von den anderen Elektrodenterminals isoliert ist, unabhängig strombegrenzt werden. Alternativ können die Elektrodenterminals entweder am proximalen oder am distalen Ende der Sonde miteinander verbunden werden, um einen einzelnen Draht zu bilden, der mit einer oder mehreren Energiequellen koppelt.
  • Die elektrochirurgische Sonde umfasst einen Schaft mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende und einen oder mehrere elektrische Verbindungsstecker dazwischen zum Koppeln von einem oder mehreren Elektrodenterminals) mit einer Hochfrequenz-Energieversorgung. Der Schaft kann eine breite Vielfalt von Konfigurationen annehmen, wobei der Hauptzweck darin besteht, den (die) Elektrodenterminals) mechanisch abzustützen und dem behandelnden Arzt zu ermöglichen, den (die) Elektrodenterminal(s) von einem proximalen Ende des Schafts aus zu manipulieren. Gewöhnlich ist der Schaft ein Stab oder eine Röhre mit schmalem Durchmesser, gewöhnlicher mit Abmessungen, die ihm ermöglichen, dass er in eine Körperhöhle wie z. B. den Mund oder die Bauchhöhle durch einen zugehörigen Trokar oder eine zugehörige Kanüle in einem minimal invasiven Eingriff wie z. B. arthroskopischen, laparoskopischen, thorakoskopischen und anderen endoskopischen Eingriffen eingeführt wird. Folglich weist der Schaft typischerweise eine Länge von mindestens 5 cm für orale Eingriffe und mindestens 10 cm, typischer 20 cm oder länger für endoskopische Eingriffe auf. Der Schaft weist typischerweise einen Durchmesser von mindestens 0,5 mm und häufig im Bereich von 1 bis 10 mm auf. Für dermatologische Eingriffe an der äußeren Haut kann der Schaft natürlich eine beliebige geeignete Länge und einen beliebigen geeigneten Durchmesser aufweisen, die die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern würden.
  • Der Schaft kann starr oder flexibel sein, wobei flexible Schäfte wahlweise mit einer im Allgemeinen starren äußeren Röhre für die mechanische Abstützung kombiniert werden. Flexible Schäfte können mit Zugdrähten, Formgedächtnis-Stellgliedern und anderen bekannten Mechanismen zum Bewirken einer selektiven Biegung des distalen Endes des Schafts kombiniert werden, um die Positionierung des (der) Elektrodenterminal(s) zu erleichtern. Der Schaft umfasst gewöhnlich einen oder mehrere Drähte oder andere leitende Elemente, die axial durch diesen verlaufen, um eine Verbindung des (der) Elektrodenterminals mit einem Verbindungsstecker am proximalen Ende des Schafts zu ermöglichen. Spezielle Schaftkonstruktionen werden in Verbindung mit den Fig. nachstehend im einzelnen beschrieben.
  • Der (Die) Elektrodenterminal(s) ist (sind) vorzugsweise in einem oder durch einen anorganischen isolierenden Träger abgestützt, der nahe dem distalen Ende des Instrumentenschafts angeordnet ist. Die Rückführungselektrode kann sich am Instrumentenschaft, an einem anderen Instrument oder an der äußeren Oberfläche des Patienten (z. B. einem Verteilungspflaster) befinden. Die unmittelbare Nähe von Nerven und von anderem empfindlichem Gewebe im Gesicht macht jedoch eine zweipolige Konstruktion bevorzugter, da dies den Stromfluss durch gesundes Gewebe und umgebende Nerven minimiert. Folglich wird die Rückführungselektrode vorzugsweise entweder in den Instrumentenkörper oder ein anderes Instrument, das in unmittelbarer Nähe zum distalen Ende des Instruments angeordnet ist, integriert. Das proximale Ende des Instruments umfasst die geeigneten elektrischen Verbindungen zum Koppeln der Rückführungselektrode(n) und des (der) Elektrodenterminals mit einer Hochfrequenz-Energieversorgung wie z. B. einem elektrochirurgischen Generator.
  • Der Stromflussweg zwischen den Elektrodenterminals und der (den) Rückführungselektrode(n) kann durch Eintauchen des Gewebeorts in ein elektrisch leitendes Fluid (z. B. in ein viskoses Fluid wie z. B. ein elektrisch leitendes Gel) oder durch Leiten eines elektrisch leitenden Fluids entlang eines Fluidweges zum Zielort (d. h. einer Flüssigkeit wie z. B. isotonischer Salzlösung oder eines Gases wie z. B. Argon) erzeugt werden. Das leitende Gel kann auch zum Zielort zugeführt werden, um eine langsamere, besser gesteuerte Zuführungsrate von leitendem Fluid zu erreichen. Außerdem kann die viskose Art des Gels dem Chirurgen ermöglichen, das Gel um den Zielort leichter zu halten (z. B. anstatt zu versuchen, isotonische Salzlösung zu halten). Eine vollständigere Beschreibung eines beispielhaften Verfahrens zum Leiten von elektrisch leitendem Fluid zwischen den aktiven und Rückführungselektroden ist im US-Patent Nr. 5 697 281, das vorher durch den Hinweis hierin aufgenommen wurde, beschrieben. Alternativ können die natürlichen leitenden Fluide des Körpers wie z. B. Blut ausreichen, um einen leitenden Weg zwischen der (den) Rückführungselektrode(n) und dem (den) Elektrodenterminal(s) herzustellen und um die Bedingungen zur Herstellung einer Dampfschicht zu schaffen, wie vorstehend beschrieben. Leitendes Fluid, das in den Patienten eingeführt wird, ist jedoch im Allgemeinen gegenüber Blut bevorzugt, da Blut gewöhnlich bei bestimmten Temperaturen gerinnt. Vorteilhafterweise kann ein flüssiges elektrisch leitendes Fluid (z. B. isotonische Salzlösung) verwendet werden, um gleichzeitig die Zielgewebeoberfläche zu "baden", um ein zusätzliches Mittel zum Entfernen von irgendwelchem Gewebe vorzusehen, und den Bereich des im vorherigen Moment abgetragenen Zielgewebes zu kühlen.
  • Die Energieversorgung kann eine Fluidsperre zum Unterbrechen der Energie zu dem (den) Elektrodenterminal(s) umfassen, wenn unzureichend leitendes Fluid um den (die) Elektrodenterminal(s) vorhanden ist. Dies stellt sicher, dass das Instrument nicht aktiviert wird, wenn das leitende Fluid nicht vorhanden ist, wobei die Gewebeschädigung minimiert wird, die ansonsten auftreten kann. Eine vollständigere Beschreibung einer solchen Fluidsperre ist in der gemeinsam übertragenen, gleichzeitig anhängigen US-Anmeldung Nr. 09/058 336, eingereicht am 10. April 1998 (Anwaltsregister-Nr. CB-4) zu finden, deren vollständige Offenbarung durch den Hinweis hierin aufgenommen wird.
  • In einer Konfiguration ist jeder einzelne Elektrodenterminal in der Elektrodenanordnung von allen anderen Elektrodenterminals in der Anordnung innerhalb der Sonde elektrisch isoliert und ist mit einer Energiequelle, die von jedem der anderen Elektrodenterminals in der Anordnung isoliert ist, oder mit einer Schaltungsanordnung, die den Stromfluss zum Elektrodenterminal begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit geringem spezifischen Widerstand (z. B. Blut oder elektrisch leitende Salzlösungsspülung) einen Weg mit niedrigerer Impedanz zwischen der Rückführungselektrode und dem einzelnen Elektrodenterminal verursacht, verbunden. Die isolierten Energiequellen für jeden einzelnen Elektrodenterminal können separate Energieversorgungsschaltungen mit internen Impedanzeigenschaften sein, die die Energie zum zugehörigen Elektrodenterminal begrenzen, wenn ein Rückführungsweg mit niedriger Impedanz angetroffen wird. Als Beispiel kann die isolierte Energiequelle eine vom Benutzer auswählbare Konstantstromquelle sein. In dieser Ausführungsform führen Wege mit niedrigerer Impedanz automatisch zu niedrigeren Widerstandserwärmungspegeln, da die Erwärmung zum Quadrat des Betriebsstroms mal der Impedanz proportional ist. Alternativ kann eine einzelne Energiequelle mit jedem der Elektrodenterminals über unabhängig betätigbare Schalter oder durch unabhängige Strombegrenzungselemente, wie z. B. Induktoren, Kondensatoren, Widerstände und/oder Kombinationen davon, verbunden werden. Die Strombegrenzungselemente können in der Sonde, in den Verbindungssteckern, im Kabel, in der Steuereinheit oder entlang des leitenden Weges von der Steuereinheit zur distalen Spitze der Sonde vorgesehen sein. Alternativ kann der Widerstand und/oder die Kapazität auf der Oberfläche des (der) aktiven Elektrodenterminals aufgrund von Oxidschichten auftreten, die ausgewählte Elektrodenterminals bilden (z. B. Titan oder eine Widerstandsbeschichtung auf der Oberfläche von Metall wie z. B. Platin).
  • Der Spitzenbereich der Sonde kann viele unabhängige Elektrodenterminals umfassen, die dazu ausgelegt sind, elektrische Energie in die Nähe der Spitze zu liefern. Das selektive Aufbringen von elektrischer Energie auf das leitende Fluid wird durch Verbinden von jedem einzelnen Elektrodenterminal und der Rückführungselektrode mit einer Energiequelle mit unabhängig gesteuerten oder strombegrenzten Kanälen erreicht. Die Rückführungselektrode kann ein röhrenförmiges Element aus einem leitenden Material nahe der Elektrodenanordnung an der Spitze sein, die auch als Kanal für die Lieferung des elektrisch leitenden Fluids zwischen den aktiven und Rückführungselektroden dient. Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der Rückführungselektrode und der Elektrodenanordnung führt zur Erzeugung von hohen elektrischen Feldstärken an den distalen Spitzen der Elektrodenterminals mit einer Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem einzelnen Elektrodenterminal zur Rückführungselektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenterminal zur Rückführungselektrode wird entweder durch ein aktives oder passives Mittel oder eine Kombination davon gesteuert, um elektrische Energie zum umgebenden leitenden Fluid zu liefern, während die Energiezuführung zum umgebenden Gewebe (Nicht-Ziel-Gewebe) minimiert wird.
  • Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der Rückführungselektrode und der Elektrodenanordnung für geeignete Zeitintervalle bewirkt die Erwärmung des leitenden Fluids und die Kontraktion des Zielgewebes. Das Gewebevolumen, über das die Energie verteilt wird (d. h. eine hohe Stromdichte existiert), kann beispielsweise unter Verwendung von mehreren kleinen Elektrodenterminals, deren effektive Durchmesser oder Hauptabmessungen im Bereich von etwa 5 mm bis 0,01 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm bis 0,05 mm und bevorzugter von etwa 1 mm bis 0,1 mm liegen, genau gesteuert werden. Die Elektrodenflächen für sowohl kreisförmige als auch nicht-kreisförmige Terminals weisen eine Kontaktfläche (pro Elektrodenterminal) unterhalb 25 mm2, vorzugsweise im Bereich von 0,0001 mm2 bis 1 mm2 und bevorzugter von 0,005 mm2 bis 0,5 mm2 auf. Der umgebene Bereich der Elektrodenanordnung liegt im Bereich von 0,25 mm2 bis 75 mm2, vorzugsweise von 0,5 mm2 bis 40 mm2 und umfasst gewöhnlich mindestens zwei isolierte Elektrodenterminals, gewöhnlicher mindestens vier Elektrodenterminals, vorzugsweise mindestens sechs Elektrodenterminals und häufig 50 oder mehr Elektrodenterminals, die über die distalen Kontaktoberflächen am Schaft angeordnet sind. Die Verwendung von Elektrodenterminals mit kleinem Durchmesser erhöht die elektrische Feldstärke und verringert das Ausmaß oder die Tiefe der Gewebeerwärmung infolge der Divergenz von Stromflusslinien, die von der freiliegenden Oberfläche jedes Elektrodenterminals ausgehen.
  • Das elektrisch leitende Fluid sollte eine Schwellenleitfähigkeit aufweisen, um einen geeigneten leitenden Weg zwischen der Rückführungselektrode und dem (den) Elektrodenterminal(s) vorzusehen. Die elektrische Leitfähigkeit des Fluids (in Einheiten von Millisiemens pro Zentimeter oder mS/cm) ist gewöhnlich größer als 0,2 mS/cm, vorzugsweise größer als 2 mS/cm und bevorzugter größer als 10 mS/cm. In einer beispielhaften Ausführungsform ist das elektrisch leitende Fluid isotonische Salzlösung, die eine Leitfähigkeit von etwa 17 mS/cm aufweist.
  • Die zwischen der Rückführungselektrode und der Elektrodenanordnung angelegte Spannung liegt auf hoher oder Hochfrequenz, typischerweise zwischen etwa 5 kHz und 20 MHz, gewöhnlich zwischen etwa 30 kHz und 2,5 MHz, vorzugsweise zwischen etwa 50 kHz und 500 kHz, bevorzugter bei weniger als 350 kHz und am meisten bevorzugt zwischen etwa 100 kHz und 200 kHz. Die angelegte RMS-Spannung (Effektivspannung) liegt gewöhnlich im Bereich von etwa 5 Volt bis 1000 Volt, vorzugsweise im Bereich von etwa 10 Volt bis 500 Volt und bevorzugter im Bereich von etwa 20 Volt bis etwa 90 Volt und häufig im Bereich von etwa 40 bis 70 Volt in Abhängigkeit von der Elektrodenterminalgröße und von der Betriebsfrequenz. Diese Frequenzen und Spannungen führen zu Spitzen-Spitzen-Spannungen und einem Strom, die ausreichen, um das elektrisch leitende Fluid auf Temperaturen zu erwärmen, die ausreichen, um eine Kontraktion von Collagengewebe zu induzieren. Typischerweise liegt die Spitzen-Spitzen-Spannung im Bereich von 10 bis 2000 Volt und vorzugsweise im Bereich von 20 bis 500 Volt und bevorzugter im Bereich von etwa 40 bis 450 Volt (wiederum in Abhängigkeit von der Elektrodengröße und von der Betriebsfrequenz).
  • Ein wichtiger Aspekt der vorliegenden Erfindung ist die Entdeckung, dass die Ausgangsspannungsfrequenz des Generators ausgewählt werden kann, um die Tiefe der Gewebeerwärmung zu steuern. Mit Bezug auf 10 ist bekannt, dass die elektrische Impedanz von Gewebe aufgrund der elektrischen Eigenschaften der Zellmembranen, die das elektrisch leitende zelluläre Fluid umgeben, mit zunehmender Frequenz abnimmt. Wie gezeigt, ist die elektrische Impedanz von Gewebe zum Strom bei einer Frequenz von 100 kHz in der Größenordnung von viermal größer als bei einer Frequenz von 450 bis 500 kHz. Infolge der höheren Gewebeimpedanz dringen die Stromflusslinien gewöhnlich weniger tief ein, was zu einer kleineren Tiefe der Gewebeerwärmung führt. Dieses Betriebsprinzip der vorliegenden Erfindung kann vorteilhaft in Anwendungen verwendet werden, in denen die Tiefe der Gewebeerwärmung klein gehalten werden soll (z. B. 0,2 bis 0,5 mm). Vorzugsweise sollte die Betriebsfrequenz für Anwendungen, die flache Tiefen der Collagenschrumpfung (z. B. weniger als 1,5 mm) erfordern, unter 350 kHz gehalten werden. In Situationen, in denen viel größere Tiefen der Collagenschrumpfung bewirkt werden sollen, kann dagegen eine höhere Ausgangsspannungsfrequenz verwendet werden. Um beispielsweise eine therapeutische Collagenschrumpfung auf eine Tiefe von 1,5 bis 3,0 mm zu erzielen, kann eine höhere Betriebsfrequenz verwendet werden (z. B. 500 kHz). Alternativ kann der Durchmesser der Elektrodenterminals und/oder der Abstand zwischen dem äußeren Umfang der Elektrodenterminals und dem Elektrodenträgerelement, W3 (siehe 7), so ausgewählt werden, dass die Tiefe der Strompenetration erhöht wird. Das Erhöhen des Abstandes W3 erhöht beispielsweise die Erwärmungstiefe L4 (siehe 9) für eine gegebene Betriebsfrequenz.
  • Wie vorstehend erörtert, wird die Spannung gewöhnlich in einer Reihe von Spannungsimpulsen oder einem Wechselstrom mit einer zeitlich variierenden Spannungsamplitude mit einer ausreichend hohen Frequenz (z. B. in der Größenordnung von 5 kHz bis 20 MHz) geliefert, so dass die Spannung effektiv kontinuierlich angelegt wird (im Vergleich zu z. B. Lasern, die kleine Tiefen von Nekrose beanspruchen, die im Allgemeinen mit etwa 10 bis 20 Hz mit Impulsen beaufschlagt werden). Außerdem liegt das Tastverhältnis (d. h. die kumulative Zeit in irgendeinem Intervall von einer Sekunde, in dem Energie angelegt wird) in der Größenordnung von etwa 50 % für die vorliegende Erfindung im Vergleich zu gepulsten Lasern, die typischerweise ein Tastverhältnis von etwa 0,0001 % aufweisen.
  • Die bevorzugte Energiequelle der vorliegenden Erfindung liefert einen Hochfrequenzstrom, der auswählbar ist, um mittlere Leistungspegel zu erzeugen, die im Bereich von mehreren Milliwatt bis zig Watt pro Elektrode in Abhängigkeit vom Volumen des erwärmten Zielgewebes und/oder von der für die Sondenspitze ausgewählten maximalen zulässigen Temperatur liegen. Die Energiequelle ermöglicht dem Benutzer, den Spannungspegel gemäß den speziellen Anforderungen einer speziellen arthroskopischen Operation, eines dermatologischen Eingriffs, von ophthalmischen Eingriffen, der offenen Chirurgie oder eines anderen endoskopischen chirurgischen Eingriffs auszuwählen.
  • Die Energiequelle kann strombegrenzt oder anderweitig gesteuert sein, so dass eine unerwünschte Erwärmung des Zielgewebes oder des umgebenden Gewebes (Nicht-Ziel-Gewebes) nicht stattfindet. In einer derzeit bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden Strombegrenzungsinduktoren mit jedem unabhängigen Elektrodenterminal in Reihe geschaltet, wobei die Induktivität des Induktors im Bereich von 10 uH bis 50000 uH in Abhängigkeit von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate und der Betriebsfrequenz liegt. Alternativ können Kondensator-Induktor-Schaltungsstrukturen (LC-Schaltungsstrukturen) verwendet werden, wie vorher in der gleichzeitig anhängigen PCT-Anmeldung Nr. PCT/US94/05168, beschrieben, deren vollständige Offenbarung durch den Hinweis hierin aufgenommen wird. Außerdem können Strombegrenzungswiderstände ausgewählt werden. Vorzugsweise weisen diese Widerstände einen großen positiven Widerstandstemperaturkoeffizienten auf, so dass, wenn der Strompegel für irgendeinen einzelnen Elektrodenterminal in Kontakt mit einem Medium mit niedrigem Widerstand (z. B. Salzlösungsspülung) beginnt anzusteigen, der Widerstandswert des Strombegrenzungswiderstandes signifikant ansteigt, wodurch die Energiezuführung vom Elektrodenterminal in das Medium mit niedrigem Widerstand (z. B. Salzlösungsspülung) minimiert wird.
  • Als Alternative für solche passive Schaltungsstrukturen kann ein regulierter Stromfluss zu jedem Elektrodenterminal durch eine Mehrkanal-Energieversorgung geliefert werden. Ein im Wesentlichen konstanter Strompegel für jeden einzelnen Elektrodenterminal innerhalb eines Bereichs, der die Energiezuführung über einen Weg mit niedrigem Widerstand, z. B. isotonische Salzlösungsspülung, begrenzt und vom Benutzer ausgewählt werden würde, um die gewünschte Rate der Gewebeerwärmung zu erreichen. Eine solche Mehrkanal-Energieversorgung sieht folglich eine im Wesentlichen konstante Stromquelle mit auswählbarem Strompegel in Reihe mit jedem Elektrodenterminal vor, wobei alle Elektroden bei oder unter demselben, vom Benutzer auswählbaren maximalen Strompegel arbeiten. Der Stromfluss zu allen Elektrodenterminals könnte periodisch abgetastet und gestoppt werden, wenn die an der Oberfläche der Elektrodenanordnung gemessene Temperatur die vom Benutzer ausgewählten Grenzen überschreitet. Spezielle Steuersystemkonstruktionen für die Implementierung dieser Strategie liegen durchaus innerhalb der Kenntnis des Fachgebiets.
  • Noch eine weitere Alternative beinhaltet die Verwendung von einer oder mehreren Energieversorgungen, die ermöglichen, dass ein oder mehrere Elektrodenterminals gleichzeitig gespeist werden, und die aktive Steuermittel zum Begrenzen der Strompegel unter einen vorgewählten maximalen Pegel umfassen. Bei dieser Anordnung würden nur ein oder mehrere Elektrodenterminals gleichzeitig für einen kurzen Zeitraum gespeist werden. Die Schaltmittel würden ermöglichen, dass der nächste oder mehrere Elektrodenterminals für einen kurzen Zeitraum gespeist werden. Durch sequentielles Speisen von einem oder mehreren Elektrodenterminals kann die Wechselwirkung zwischen benachbarten Elektrodenterminals minimiert werden (für den Fall der Speisung von mehreren Elektrodenterminals, die im maximal möglichen Abstand innerhalb der gesamten Hüllkurve der Elektrodenanordnung angeordnet sind) oder beseitigt werden (für den Fall der Speisung nur einer einzelnen Elektrode auf einmal). Wie vorher können Widerstandsmessmittel für jeden Elektrodenterminal vor dem Anlegen von Energie verwendet werden, wobei ein (gemessener) niedriger Widerstand (unter einem gewissen vorgewählten Pegel) verhindert, dass der Elektrodenterminal während eines gegebenen Zyklus gespeist wird. Als Beispiel würde das sequentielle Speisungs- und Steuerschema der vorliegenden Erfindung in einer Weise ähnlich zu einem Kraftfahrzeugverteiler funktionieren. In diesem Beispiel dreht sich ein elektrischer Kontakt an Terminals vorbei, die mit jeder Zündkerze verbunden sind. In diesem Beispiel entspricht jede Zündkerze der freiliegenden Oberfläche von jedem der Elektrodenterminals. Außerdem umfasst die vorliegende Erfindung das Mittel zum Messen des Widerstandes des Mediums in Kontakt mit jedem Elektrodenterminal und zum Bewirken, dass die Spannung nur angelegt wird, wenn der Widerstandswert einen vorgewählten Pegel überschreitet. Eine vollständigere Beschreibung von geeigneten Mechanismen zum Begrenzen des Stroms zu einzelnen Elektrodenterminals ist in der internationalen PCT-Anmeldung, US Nationale Phase Ifd. Nr. PCT/US94/05168, eingereicht am 10. Mai 1994 (Anwaltsregister 16238-000440), zu finden, deren gesamte Offenbarung vorher durch den Hinweis hierin aufgenommen wurde.
  • Es sollte natürlich selbstverständlich sein, dass die Erfindung nicht auf elektrisch isolierte Elektrodenterminals oder sogar auf eine Vielzahl von Elektrodenterminals begrenzt ist. Die Anordnung von aktiven Elektrodenterminals kann beispielsweise mit einer einzelnen Zuleitung verbunden sein, die sich durch den Sondenschaft zu einer Energiequelle für Hochfrequenzstrom erstreckt. Alternativ kann die Sonde eine einzelne Elektrode enthalten, die sich direkt durch den Sondenschaft erstreckt oder mit einer einzelnen Zuleitung verbunden ist, die sich zur Energiequelle erstreckt.
  • Der (Die) Elektrodenterminals sind über einer Gewebebehandlungsoberfläche am Schaft der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet. Die Rückführungselektrodenoberfläche ist relativ zum distalen Ende der Sonde versenkt und kann in einen Fluidkanal versenkt sein, der für die Einführung von elektrisch leitendem Fluid zum Ort des Zielgewebes und des (der) Elektrodenterminals vorgesehen ist. In der beispielhaften Ausführungsform ist der Schaft über das meiste seiner Länge zylindrisch, wobei die Gewebebehandlungsoberfläche am distalen Ende des Schafts ausgebildet ist. Im Fall von endoskopischen Anwendungen kann die Gewebebehandlungsoberfläche versenkt sein, da dies hilft, die Elektrodenterminals auf der Oberfläche zu schützen und abzuschirmen, während sie eingeführt werden, insbesondere während sie durch den Arbeitskanal eines Trokarkanals oder eines Betrachtungsendoskops eingeführt werden.
  • Die Fläche der Gewebebehandlungsoberfläche kann breit variieren und die Gewebebehandlungsoberfläche kann eine Vielzahl von Geometrien annehmen, wobei spezielle Flächen und Geometrien für spezielle Anwendungen ausgewählt werden. Die Oberflächen der aktiven Elektroden können Flächen im Bereich von 0,25 mm2 bis 75 mm2, gewöhnlich von etwa 0,5 mm2 bis 40 mm2 aufweisen. Die Geometrien können eine planare, konkave, konvexe, halbkugelförmige, konische, lineare, "in einer Linie liegende" Anordnung oder theoretisch jegliche andere regelmäßige oder unregelmäßige Form sein. Am üblichsten ist (sind) die aktive(n) Elektrode(n) oder Elektrodenterminal(s) an der distalen Spitze des elektrochirurgischen Sondenschafts ausgebildet, die häufig planare, scheibenförmige oder halbkugelförmige Oberflächen zur Verwendung bei Umformungseingriffen oder lineare Anordnungen zur Verwendung beim Schneiden sind. Alternativ oder zusätzlich kann (können) die aktive(n) Elektrode(n) an Seitenflächen des elektrochirurgischen Sondenschafts (z. B. in der Weise eines Spatels) ausgebildet sein, was den Zugang zu bestimmten Körperstrukturen bei endoskopischen Eingriffen erleichtert.
  • Mit Bezug nun auf 1 wird nun ein beispielhaftes elektrochirurgisches System 5 zur Kontraktion von Collagengewebe im einzelnen beschrieben. Wie gezeigt, umfasst das elektrochirurgische System 5 im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 20, die mit einer Energieversorgung 10 zum Liefern einer Hochfrequenzspannung zu einem oder mehreren Elektrodenterminals (in 1 nicht gezeigt) an der Sonde 20 verbunden ist. Die Sonde 20 umfasst ein Verbindungssteckergehäuse 44 an ihrem proximalen Ende, das abnehmbar mit einer Sondensteckbuchse 32 eines Sondenkabels 22 verbunden werden kann. Der proximale Abschnitt des Kabels 22 weist einen Verbindungsstecker 34 auf, um die Sonde 20 mit der Energieversorgung 10 zu koppeln. Die Energieversorgung 10 weist eine von der Bedienperson steuerbare Spannungspegeleinstellung 38 auf, um den angelegten Spannungspegel zu ändern, der an einer Spannungspegelanzeige 40 beobachtbar ist. Die Energieversorgung 10 umfasst auch ein Fußpedal 24 und ein Kabel 26, das abnehmbar mit einer Steckbuchse 30 mit einem Kabelverbindungsstecker 28 gekoppelt ist. Das Fußpedal 24 kann auch ein zweites Pedal (nicht dargestellt) umfassen, um den an die Elektrodenterminals 104 angelegten Energiepegel entfernt einzustellen. Die spezielle Konstruktion einer Energieversorgung, die bei der elektrochirurgischen Sonde der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der Hauptanmeldung PCT US 94/051168 beschrieben, deren vollständige Offenbarung vorher durch den Hinweis hierin aufgenommen wurde.
  • 2–5 stellen eine beispielhafte elektrochirurgische Sonde 20 dar, die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Wie in 2 gezeigt, umfasst die Sonde 20 im Allgemeinen einen länglichen Schaft 100, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204, der mit dem proximalen Ende des Schafts 100 gekoppelt ist, und ein Elektrodenträgerelement 102, das mit dem distalen Ende des Schafts 100 gekoppelt ist. Der Schaft 100 umfasst vorzugsweise ein elektrisch leitendes Material, gewöhnlich Metall, das aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Wolfram, Edelstahllegierungen, Platin oder seinen Legierungen, Titan oder seinen Legierungen, Molybdän oder seinen Legierungen und Nickel oder seinen Legierungen besteht. Der Schaft 100 umfasst einen elektrisch isolierenden Mantel 108, der typischerweise als ein oder mehrere elektrisch isolierende Hüllen oder Beschichtungen ausgebildet ist, wie z. B. Polytetrafluorethylen, Polyimid und dergleichen. Die Bereitstellung des elektrisch isolierenden Mantels über dem Schaft verhindert einen direkten elektrischen Kontakt zwischen diesen Metallelementen und irgendeiner benachbarten Körperstruktur oder dem Chirurgen. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (z. B. einer Sehne) und einer freiliegenden Elektrode könnte zu einer ungewollten Erwärmung und Nekrose der Struktur am Kontaktpunkt führen, was Nekrose verursacht.
  • Der Griff 204 umfasst typischerweise ein Kunststoffmaterial, das sich leicht zu einer geeigneten Form zur Handhabung durch den Chirurgen formen lässt. Wie in 3 gezeigt, legt der Griff 204 einen inneren Hohlraum 208 fest, der die elektrischen Verbindungen 250 (nachstehend erörtert) aufnimmt und eine geeignete Schnittstelle zur Verbindung mit einem elektrischen Verbindungskabel 22 (siehe 1) vorsieht. Das Elektrodenträgerelement 102 erstreckt sich vom distalen Ende des Schafts 100 (gewöhnlich etwa 1 bis 20 mm) und sieht eine Abstützung für eine Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenterminals 104 (siehe 5) vor.
  • Wie in 2 gezeigt, ist der distale Abschnitt des Schafts 100 vorzugsweise so gebogen, dass der Zugang zum Operationsort des behandelten (z. B. kontrahierten) Gewebes verbessert wird. Das Elektrodenträgerelement 102 weist eine im Wesentlichen planare Gewebebehandlungsoberfläche 212 auf, die gewöhnlich in einem Winkel von etwa 10 bis 90 Grad relativ zur Längsachse des Schafts 100, vorzugsweise etwa 30 bis 60 Grad und bevorzugter etwa 45 Grad liegt. In alternativen Ausführungsformen umfasst der distale Abschnitt des Schafts 100 ein flexibles Material, das relativ zur Längsachse des Schafts gebogen werden kann. Eine solche Biegung kann selektiv beispielsweise durch mechanische Spannung eines Zugdrahts oder durch einen Formgedächtnisdraht, der sich durch extern aufgebrachte Temperaturänderungen ausdehnt oder zusammenzieht induziert werden. Eine vollständigere Beschreibung dieser Ausführungsform ist in der internationalen PCT-Anmeldung, US Nationale Phase Ifd. Nr. PCT/US94/05168, eingereicht am 10. Mai 1994 (Anwaltsregister 16238-000440), zu finden, deren vollständige Offenbarung vorher durch den Hinweis hierin aufgenommen wurde.
  • Die Biegung im distalen Abschnitt des Schafts 100 ist bei der arthroskopischen Behandlung von Gelenkkapselgewebe besonders vorteilhaft, da sie dem Chirurgen ermöglicht, das Zielgewebe innerhalb des Gelenks zu erreichen, wenn sich der Schaft 100 durch eine Kanüle oder einen Zugang erstreckt. Es ist natürlich zu erkennen, dass der Schaft verschiedene Winkel in Abhängigkeit von dem Eingriff aufweisen kann. Ein Schaft mit einem Biegungswinkel von 90° kann beispielsweise für den Zugang zu Gewebe, das sich im hinteren Abschnitt einer Gelenkkammer befindet, besonders nützlich sein, und ein Schaft mit einem Biegungswinkel von 10° bis 30° kann zum Zugang zu Zahnfleisch nahe dem oder im vorderen Abschnitt der Gelenkkammer nützlich sein.
  • Mit Bezug auf 5 sind die elektrisch isolierten Elektrodenterminals 104 über die Gewebebehandlungsoberfläche 212 des Elektrodenträgerelements 102 beabstandet. Die Gewebebehandlungsobertläche und die einzelnen Elektrodenterminals 104 weisen gewöhnlich Abmessungen innerhalb der vorstehend dargelegten Bereiche auf. In der repräsentativen Ausführungsform weist die Gewebebehandlungsoberfläche 212 eine ovale Querschnittsform mit einer Länge L im Bereich von 1 mm bis 20 mm und einer Breite W im Bereich von 0,3 mm bis 7 mm auf. Die ovale Querschnittsform nimmt die Biegung im distalen Abschnitt des Schafts 202 auf. Die einzelnen Elektrodenterminals 104 schließen vorzugsweise mit der Gewebebehandlungsoberfläche 212 im Wesentlichen bündig ab. Der Anmelder hat festgestellt, dass diese Konfiguration irgendwelche scharfen Elektrodenkanten und/oder -ecken minimiert, die übermäßig hohe elektrische Feldstärken und zugehörige Stromdichten fördern würden, wenn eine Hochfrequenzspannung an die Elektrodenterminals angelegt wird.
  • Es sollte beachtet werden, dass die Elektrodenterminals 104 geringfügig von der Oberfläche 212 nach außen hervorragen können, typischerweise um einen Abstand von 0 mm bis 2 mm, oder die Terminals von dieser Oberfläche versenkt sein können. Die Elektrodenterminals 104 können beispielsweise um einen Abstand von 0,01 mm bis 1 mm, vorzugsweise 0,01 mm bis 0,2 mm versenkt sein. In einer Ausführungsform der Erfindung sind die Elektrodenterminals relativ zur Gewebebehandlungsoberfläche axial einstellbar, so dass der Chirurg den Abstand zwischen der Oberfläche und den Elektrodenterminals einstellen kann.
  • In der in 2-5 gezeigten Ausführungsform umfasst die Sonde 20 eine Rückführungselektrode 112 zum Vervollständigen des Stromweges zwischen den Elektrodenterminals 104 und einer Hochfrequenz-Energieversorgung 10 (siehe 1). Wie gezeigt, umfasst die Rückführungselektrode 112 vorzugsweise einen ringförmigen freiliegenden Bereich des Schafts 102 geringfügig proximal zur Gewebebehandlungsobertläche 212 des Elektrodenträgerelements 102, typischerweise etwa 0,5 bis 10 mm und bevorzugter etwa 1 bis 10 mm. Die Rückführungselektrode 112 ist mit einem Verbindungsstecker 258 gekoppelt, der sich zum proximalen Ende der Sonde 10 erstreckt, wo sie geeigneterweise mit der Energieversorgung 10 verbunden ist (1).
  • Wie in 2 gezeigt, ist die Rückführungselektrode 112 nicht direkt mit den Elektrodenterminals 104 verbunden. Um diesen Stromweg zu vervollständigen, so dass die Elektrodenterminals 104 mit der Rückführungselektrode 112 elektrisch verbunden sind, wird ein elektrisch leitendes Fluid (z. B. isotonische Salzlösung) dazwischen fließen lassen. In der repräsentativen Ausführungsform wird das elektrisch leitende Fluid von einem Fluid-Zuführungselement (nicht dargestellt), das von der Sonde 20 getrennt ist, zugeführt. In der arthroskopischen Chirurgie wird beispielsweise die Körperhöhle mit isotonischer Salzlösung geflutet und die Sonde 20 wird in diesen gefluteten Hohlraum eingeführt. Elektrisch leitendes Fluid wird kontinuierlich nachgeführt, um den Leitungsweg zwischen der Rückführungselektrode 112 und den Elektrodenterminals 104 aufrechtzuerhalten.
  • In alternativen Ausführungsformen kann der Fluidweg in der Sonde 20 beispielsweise durch ein inneres Lumen oder einen ringförmigen Spalt (nicht dargestellt) zwischen der Rückführungselektrode und einem röhrenförmigen Stützelement innerhalb des Schafts 100 ausgebildet sein. Dieser ringförmige Spalt kann nahe dem Umfang des Schafts 100 derart angeordnet sein, dass das elektrisch leitende Fluid gewöhnlich radial nach innen in Richtung des Zielorts fließt, oder er kann in Richtung der Mitte des Schafts 100 ausgebildet sein, so dass das Fluid radial nach außen fließt. In beiden diesen Ausführungsformen ist eine Fluidquelle (z. B. ein Beutel mit Fluid, der über den Operationsort angehoben ist oder eine Pumpvorrichtung aufweist) mit der Sonde 20 über eine Fluidzuführungsröhre (nicht dargestellt) gekoppelt, die ein steuerbares Ventil aufweisen kann oder nicht. Eine vollständigere Beschreibung einer elektrochirurgischen Sonde mit einem Fluidlumen oder mehreren Fluidlumina ist in der gemeinsam übertragenen, gleichzeitig anhängigen Anmeldung Ifd. Nr. 08/485 219, eingereicht am 7. Juni 1995 (Anwaltsregister 16238-0006000), zu finden, deren gesamte Offenbarung vorher durch den Hinweis hierin aufgenommen wurde.
  • 4 stellt die elektrischen Verbindungen 250 innerhalb des Griffs 204 zum Koppeln der Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 mit der Energieversorgung 10 dar. Wie gezeigt, erstrecken sich eine Vielzahl von Drähten 252 durch den Schaft 100, um die Terminals 104 mit einer Vielzahl von Anschlussstiften 254 zu koppeln, die zum Koppeln mit einem Verbindungskabel 22 (1) in einen Verbindungssteckerblock 256 gesteckt werden. Ebenso wird die Rückführungselektrode 112 mit dem Verbindungssteckerblock 256 über einen Draht 258 und einen Stecker 260 gekoppelt.
  • Gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst die Sonde 20 ferner ein Spannungsverringerungselement oder eine Spannungsverringerungsschaltung zum Verringern der zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 angelegten Spannung. Das Spannungsverringerungselement dient zum Verringern der durch die Energieversorgung angelegten Spannung, so dass die Spannung zwischen den Elektrodenterminals und der Rückführungselektrode niedrig genug ist, um eine übermäßige Energieableitung in das elektrisch leitende Medium und/oder Abtragung des weichen Gewebes am Zielort zu vermeiden. Das Spannungsverringerungselement ermöglicht hauptsächlich, dass die elektrochirurgische Sonde 20 mit anderen ArthroCare-Generatoren kompatibel ist, die dazu ausgelegt sind, höhere Spannungen zur Abtragung oder Verdampfung von Gewebe anzulegen. Gewöhnlich dient das Spannungsverringerungselement zum Verringern einer Spannung von etwa 100 bis 135 Volt rms (die eine Einstellung von 1 an den ArthroCare Modell 970 und 980 (d. h. 2000) Generatoren ist) auf etwa 45 bis 60 Volt rms, welche eine geeignete Spannung für die Kontraktion von Gewebe ohne Abtragung (d. h. molekulare Auflösung) des Gewebes ist.
  • In der repräsentativen Ausführungsform ist das Spannungsverringerungselement ein Reduzierkondensator 262, der einen ersten Zweig 264, der mit dem Rückführungselektrodendraht 258 gekoppelt ist, und einen zweiten Zweig 266, der mit dem Verbindungssteckerblock 256 gekoppelt ist, aufweist. Der Kondensator weist gewöhnlich eine Kapazität von etwa 2700 bis 4000 pF und vorzugsweise etwa 2900 bis 3200 pF auf. Der Kondensator kann sich natürlich an anderen Stellen innerhalb des Systems befinden, wie z. B. im Kabel oder entlang dessen Länge verteilt, im Generator, im Verbindungsstecker usw. Außerdem ist zu erkennen, dass andere Spannungsverringerungselemente, wie z. B. Dioden, Transistoren, Induktoren, Widerstände, Kondensatoren oder Kombinationen davon, in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Die Sonde 20 kann beispielsweise einen codierten Widerstand (nicht dargestellt) umfassen, der dazu konstruiert ist, die zwischen der Rückführungselektrode 112 und den Elektrodenterminals 104 angelegte Spannung auf einen geeigneten Pegel zur Kontraktion von Gewebe zu verringern. Außerdem können elektrische Schaltungen für diesen Zweck verwendet werden.
  • Alternativ oder zusätzlich kann das Kabel 22, das die Energieversorgung 10 mit der Sonde 20 koppelt, als Spannungsverringerungselement verwendet werden. Das Kabel weist eine innewohnende Kapazität auf, die verwendet werden kann, um die Energieversorgungsspannung zu verringern, wenn das Kabel im elektrischen Stromkreis zwischen der Energieversorgung, den Elektrodenterminals und der Rückführungselektrode angeordnet wird. In dieser Ausführungsform kann das Kabel 22 allein oder in Kombination mit einem der vorstehend erörterten Spannungsverringerungselemente, z. B. einem Kondensator, verwendet werden.
  • Ferner sollte beachtet werden, dass die vorliegende Erfindung mit einer Energieversorgung verwendet werden kann, die dazu ausgelegt ist, eine Spannung innerhalb des ausgewählten Bereichs zur Kontraktion von Gewebe anzulegen. In dieser Ausführungsform wäre ein Spannungsverringerungselement oder eine Spannungsverringerungs-Schaltungsanordnung nicht erwünscht.
  • Mit Bezug auf 6 und 7 wird nun eine Ausführungsform des distalen oder Arbeitsendes 42 der elektrochirurgischen Sonde 200 beschrieben. Wie gezeigt, umfasst die Sonde einen Schaft 100 mit zwei oder mehr Elektrodenterminals 104, deren distale Enden in einem Elektrodenträgerelement 102 befestigt sind. Das Elektrodenträgerelement 102 kann an einer Kanüle 118 durch einen Klebstoff 110 befestigt sein. Wie in 7 gezeigt, liegen die distalen Oberflächen 136 der aktiven Elektroden 104 in derselben Ebene wie die distale Oberfläche 138 des Elektrodenträgerelements 102. Der Anmelder hat festgestellt, dass diese Konfiguration irgendwelche scharfen Elektrodenkanten und/oder -ecken minimiert, die hohe elektrische Feldstärken und zugehörige Stromdichten fördern würden, wenn eine Hochfrequenzspannung an die Elektrodenterminals angelegt wird. Die Oberflächen der Elektrodenterminals 104 nahe dem Elektrodenträgerelement 102 sind mit einer elektrisch isolierenden Schicht 106 bedeckt. Jeder Elektrodenterminal 104 ist im Elektrodenträgerelement 102 unter Verwendung von Klebstoff 110 befestigt. Die Kanüle 118 ist mit einer elektrisch isolierenden Hülse 108 außer über die Länge L5 am distalen Ende der Kanüle 118 bedeckt. Die freiliegende Länge L5 der Kanüle 128 dient als Rückführungselektrode 112, um einen elektrischen Weg zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 vorzusehen.
  • Die Elektrodenterminals 104 können unter Verwendung von runden, quadratischen, rechteckigen oder anders geformten leitenden Metallen konstruiert werden. Als Beispiel können die Elektrodenterminalmaterialien aus der Gruppe ausgewählt werden, die Edelstahl, Wolfram und seine Legierungen, Molybdän und seine Legierungen, Titan und seine Legierungen auf Nickel basierende Legierungen sowie Platin und seine Legierungen einschließt. Das Elektrodenträgerelement 102 ist vorzugsweise eine Keramik-, Glas- oder Glas/Keramik-Zusammensetzung (z. B. Aluminiumoxid, Titannitrid). Alternativ kann das Elektrodenträgerelement 102 die Verwendung von bioverträglichem Hochtemperaturkunststoff, wie z. B. Polyether-ether-keton (PEEK), das von Vitrex International Products, Inc. hergestellt wird, oder Polysulfon, das von GE Plastics hergestellt wird, umfassen. Der Klebstoff 110 kann beispielsweise ein auf Epoxy (z. B. Master Bond EP42HT) oder ein auf Silikon basierender Klebstoff sein. Die Kanüle 118 kann aus der Gruppe ausgewählt werden, die Edelstahl, auf Kupfer basierende Legierungen, Titan oder seine Legierungen und auf Nickel basierende Legierungen einschließt. Die elektrisch isolierende Hülse 108 kann eine Beschichtung (z. B. Nylon) oder ein wärmeschrumpfbarer Kunststoff (z. B. Fluorpolymer oder Polyester) sein. Die elektrisch isolierende Schicht 106 kann eine Polyimid- oder Teflonbeschichtung sein oder kann eine Polyethylenabdeckung sein.
  • In der ersten Ausführungsform und mit Bezug auf 7 sind insgesamt 7 kreisförmige aktive Elektroden oder Elektrodenterminals 104 in einem symmetrischen Muster mit einem Durchmesser D1 der aktiven Elektroden im Bereich von 0,05 mm bis 1,5 mm, bevorzugter im Bereich von 0,1 mm bis 0,75 mm gezeigt. Die Abstände W1 und W2 zwischen den Elektroden liegen vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und bevorzugter im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Abstand zwischen dem äußeren Umfang des Elektrodenterminals 104 und dem Umfang des Elektrodenträgerelements, W3, liegt vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und bevorzugter im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Der Gesamtdurchmesser D2 des Arbeitsendes 42 der Sonde 20 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,5 mm bis 10 mm und bevorzugter im Bereich von 1,0 mm bis 5 mm. Wie vorstehend erörtert, kann die Form der aktiven Elektroden rund (wie in 7 gezeigt), quadratisch, dreieckig, sechseckig, rechteckig, röhrenförmig, ein flacher Streifen und dergleichen sein und kann in einem kreisförmig symmetrischen Muster, wie in 7 gezeigt, angeordnet sein, oder kann beispielsweise in einem rechteckigen Muster, einem quadratischen Muster oder einem Streifenmuster, wie in 8A bis 8D gezeigt, angeordnet sein.
  • Mit Bezug auf 6 und 7 liegt die Dicke der Kanüle 118 vorzugsweise im Bereich von 0,08 mm bis 1,0 mm und bevorzugter im Bereich von 0,1 mm bis 0,4 mm. Wie vorher angegeben, kann das Material für die Kanüle 118 vorteilhafterweise aus einer Gruppe von elektrisch leitenden Metallen ausgewählt werden, so dass die Kanüle sowohl als strukturelles Stützelement für die Anordnung von Elektrodenterminals 104 als auch als Rückführungselektrode 112 fungiert. Die Kanüle 118 ist mit einem elektrischen Zuleitungsdraht an ihrem proximalen Ende innerhalb des Verbindungssteckergehäuses 44 (nicht dargestellt) verbunden und setzt sich über das Sondenkabel 22 zum Generator 10 fort, um elektrische Kontinuität zwischen einem Ausgangspol des Hochfrequenzgenerators 10 und der Rückführungselektrode 112 zu schaffen. Die Dicke der elektrisch isolierenden Hülse 108 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,01 mm bis 0,5 mm und bevorzugter im Bereich von 0,02 mm bis 0,2 mm. Die Dicke der elektrisch isolierenden Schicht 106 an den proximalen Abschnitten der Elektrodenterminals 104 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,01 mm bis 0,5 mm und bevorzugter im Bereich von 0,02 mm bis 0,2 mm.
  • Mit Bezug nun auf 6 liegt die Länge der Rückführungselektrode, L5, vorzugsweise im Bereich von 1 mm bis 30 mm und bevorzugter im Bereich von 2 mm bis 20 mm. Der Abstand zwischen dem distalsten Abschnitt der Rückführungselektrode 112 und der Ebene der distalen Oberfläche 138 des Elektrodenträgerelements, L1, liegt vorzugsweise im Bereich von 0,5 mm bis 30 mm und bevorzugter im Bereich von 1 mm bis 20 mm.
  • 8A–8D stellen alternative Ausführungsformen des Endes der elektrochirurgischen Sonde dar. Wie gezeigt, kann die distale Oberfläche 102 der Sonde eine im Wesentlichen quadratische oder rechteckige Form aufweisen. 8C und 8D stellen Ausführungsformen mit linearen oder bandförmigen Elektroden 104 dar. Typischerweise wird die Sonde in Richtung der Pfeile 142 senkrecht zur Längsachse der linearen Elektroden 104 seitlich bewegt. Diese Ausführungsformen sieht eine im Wesentlichen gleichmäßige Aufbringung von Wärmeenergie über einen relativ größeren Bereich vor und ist bei der Behandlung von äußeren Körperoberflächen wie z. B. Faltenentfernungsvorgängen besonders vorteilhaft.
  • Mit Bezug nun auf 9 ist das Arbeitsende 42 der Sonde 20 in Kontakt mit oder in unmittelbarer Nähe zu einem Zielgewebe 120 gezeigt. Insbesondere stehen die Elektrodenterminals 104 mit dem Gewebe 120 in Kontakt oder liegen zu diesem in unmittelbarer Nähe. Das Volumen, das das Arbeitsende 42 der Sonde 20 umgibt, ist mit einem elektrisch leitenden Fluid 122 gefüllt, das beispielsweise isotonische Salzlösung oder eine andere bioverträgliche, elektrisch leitende Spüllösung sein kann. Wenn eine Spannung zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 angelegt wird, fließt ein elektrischer Strom zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 entlang Stromflusslinien 124. Die Stromflusslinien 124 verlaufen auf einer kurzen Strecke L4 in die Oberfläche des Gewebes 120 und durch das elektrisch leitende Fluid 122 im Bereich über der Oberfläche des Gewebes, um den elektrischen Weg zwischen den Elektrodenterminals 124 und der Rückführungselektrode 112 zu vervollständigen. Infolge der elektrischen Impedanz des Gewebes und der zweckmäßigen Auswahl der angelegten Spannung und des angelegten Stroms tritt eine Erwärmung des Gewebes 120 in einem Bereich 126 (schattiert) unter der Oberfläche des Gewebes 120 auf.
  • Eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in 11 und 12 dargestellt. Diese Ausführungsform ist zu vorherigen Ausführungsformen ähnlich, außer dass sich die distale Oberfläche 136 der Elektrodenterminals 104 über die Ebene der distalen Oberfläche 138 des Elektrodenträgerelements 102 um eine Verlängerungslänge L2 hinaus erstreckt. Diese Verlängerungslänge L2 liegt vorzugsweise im Bereich von 0,05 mm bis 2 mm und bevorzugter im Bereich von 0,1 mm bis 0,5 mm. Alle anderen Abmessungen und Konstruktionsmaterialien sind zu denjenigen ähnlich, die für die vorstehend beschriebene erste Ausführungsform definiert wurden. Wie in 12 gezeigt, liegen die distalen Oberflächen 136 der Elektrodenterminals 104 in unmittelbarer Nähe zu oder in direktem Kontakt mit der Oberfläche des Gewebes 120.
  • Das Volumen, das das Arbeitsende der Sonde 20 umgibt, ist mit einem elektrisch leitenden Fluid 122 gefüllt, das beispielsweise eine isotonische Salzlösung oder eine andere bioverträgliche, elektrisch leitende Spüllösung sein kann. Wenn eine Spannungsdifferenz zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 angelegt wird, fließt ein elektrischer Strom zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 entlang Stromflusslinien 124. Die Stromflusslinien 124 verlaufen auf einer kurzen Strecke L4 in die Oberfläche des Gewebes 120 und durch das elektrisch leitende Fluid 122 im Bereich über der Oberfläche des Gewebes, um den elektrischen Weg zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 zu vervollständigen. Infolge der elektrischen Impedanz des Gewebes und der zweckmäßigen Auswahl der angelegten Spannung und des angelegten Stroms tritt eine Erwärmung des Gewebes 120 in einem Bereich 126 unter der Oberfläche des Gewebes 120 auf, wobei die Erwärmung die Temperatur des Gewebes von normaler Körpertemperatur (z. B. 37 °C) auf eine Temperatur im Bereich von 55 °C bis 85 °C, vorzugsweise im Bereich von 60 °C bis 70 °C erhöht.
  • Mit Bezug nun auf 13 wird nun ein alternatives Verfahren zum Kontrahieren von weichem Collagengewebe gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben. Wie gezeigt, werden ein oder mehrere Elektrodenterminals 104 am distalen Ende eines elektrochirurgischen Instruments 100 benachbart zum Zielgewebe 120 angeordnet. Bei diesem Verfahren wird elektrisch leitendes Fluid zum Zielort geliefert, um das Zielgewebe 120 und den distalen Abschnitt des Instruments 100 in das Fluid einzutauchen. Wie vorstehend erörtert, kann das Fluid durch das Instrument 100 oder durch ein separates Zuführungsinstrument zugeführt werden. Wenn eine Spannungsdifferenz zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 angelegt wird, fließt ein elektrischer Strom zwischen den Elektrodenterminals 104 und der Rückführungselektrode 112 durch das leitende Fluid, wie durch Stromflusslinien 124 gezeigt. Die Stromflusslinien 124 erwärmen das elektrisch leitende Fluid. Da die Elektrodenterminals vom Gewebe 120 (vorzugsweise etwa 0,5 bis 10 mm) beabstandet sind, verlaufen die Stromflusslinien 124 nur im elektrisch leitenden Fluid derart, dass ein geringer oder kein Strom im benachbarten Gewebe 120 fließt. Durch den Stromfluss durch das elektrisch leitende Fluid 122 im Bereich über der Oberfläche des Gewebes wird bewirkt, dass das erwärmte Fluid vom Arbeitsende 42 in Richtung des Zielgewebes 120 entlang des Weges 128 des erwärmten Fluids weg fließt. Alternativ kann das Fluid an den Elektrodenterminals 104 vorbei in einem Fluidstrahl zugeführt werden, der auf das Zielgewebe geliefert wird, um eine besser definierte Erwärmungszone zu bewirken. Das erwärmte Fluid erhöht die Temperatur des Gewebes von normalen Körpertemperaturen (z. B. 37 °C) auf Temperaturen im Bereich von 55 °C bis 85 °C, vorzugsweise im Bereich von 60 °C bis 70 °C.
  • Noch eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in 14 dargestellt. Diese Ausführungsform ist zu den vorherigen Ausführungsformen ähnlich, außer dass die Elektrodenterminals 104 mit einer einzelnen Elektrodenterminalzuleitung 140 über eine Bindung 114 mit niedrigem Widerstand verbunden sind. Die Bindung 114 mit niedrigem Widerstand kann beispielsweise durch die Verwendung von Weichlot, Hartlot, einer Schweißstelle, eines elektrisch leitenden Klebstoffs und/oder Krimpen von aktiven Elektrodendrähten 104 innerhalb einer verformbaren Metallhülse (nicht dargestellt) wirksam sein. In der in 14 gezeigten Konfiguration werden alle Zuleitungen der aktiven Elektroden unabhängig vom Strom, der zwischen einem speziellen Elektrodenterminal 104 und der Rückführungselektrode fließt, auf demselben Potential gehalten. Diese Konfiguration bietet die Einfachheit, dass nur zwei Zuleitungen zwischen dem Generator 10 und dem Arbeitsende 42 der Sonde 20, nämlich eine Zuleitung für die Elektrodenterminals 104 und eine Zuleitung für die Rückführungselektrode, erforderlich sind.
  • Mit erneutem Bezug auf 7 besteht ein Vorteil einer symmetrischen Anordnung von Elektrodenterminals 10 darin, dass die Ortskurven der Stromflusslinien 124 im Gewebe 120 von der Richtung der Translationsbewegung der Elektrodenanordnung über die Oberfläche des Zielgewebes 120 unabhängig sind. Im Gegensatz dazu erfordert die Elektrodenterminalanordnung 104 in 8C, dass die Translationsbewegung zur Hauptachse des Elektrodenterminals 104 senkrecht ist, wie durch den bevorzugten Translationsvektor 142 dargestellt.
  • In der in 6 und 7 dargestellten Ausführungsform kann jede aktive Elektrode 104 unabhängig durch den Generator 10 durch aktive oder passive Strom- und/oder Spannungssteuermittel gesteuert werden, wie vollständig in der gleichzeitig anhängigen internationalen PCT-Anmeldung, US Nationale Phase Ifd. Nr. PCT/US94/05168, und der US-Patentanmeldung Nrn. 08/562 332 und 08/485 219, beschrieben, deren vollständige Offenbarungen vorher durch den Hinweis für alle Zwecke hierin aufgenommen wurden. Wie in den angeführten gleichzeitig anhängigen Patentanmeldungen beschrieben, sieht die unabhängige Steuerung des Stroms und/oder der Spannung, der/die an jeden einzelnen Elektrodenterminal 104 angelegt wird, den Vorteil der Minimierung einer ungewollten Erwärmung von entweder (1) Umgebungsfluiden (z. B. isotonische Salzlösung) oder (2) Nicht-Ziel-Gewebe (mit unterscheidbar unterschiedlichen elektrischen Eigenschaften) vor, wenn das Arbeitsende 42 in oder außer Kontakt mit oder in unmittelbare Nähe zu dem Zielgewebe (z. B. Gelenkkapselgewebe) parallelverschoben wird.
  • Noch eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in 15 und 16 dargestellt. In dieser Ausführungsform ersetzt eine einzelne röhrenförmige Elektrode 104 die Anordnung von Elektrodenterminals. Im Gegensatz zur Konfiguration und Anzahl von Elektrodenterminal(s) bleiben alle anderen Abmessungen und Konstruktionsmaterialien dieselben wie die hierin vorstehend für die erste Ausführungsform beschriebenen. Der röhrenförmige Elektrodenterminal 104 kann üblicherweise unter Verwendung einer Metallröhre konstruiert werden, die durch herkömmliche Rohrziehprozesse (z. B. geschweißt und gezogen oder nahtlos gezogen) ausgebildet wird. Der Innendurchmesser D3 der röhrenförmigen Elektrode liegt vorzugsweise im Bereich von 0,3 mm bis 5 mm und die Dicke der Röhre, W4, liegt vorzugsweise im Bereich von 0,05 mm bis 1 mm und bevorzugter im Bereich von 0,1 mm bis 0,6 mm.
  • Der Abstand zwischen dem äußeren Umfang der Elektrodenterminals 104 und dem Umfang des Elektrodenträgerelements, W3, liegt vorzugsweise im Bereich von 0,1 mm bis 1,5 mm und bevorzugter im Bereich von 0,2 mm bis 0,75 mm. Wie vorstehend mit Bezug auf 14 erörtert, stellt diese Ausführungsform den Vorteil bereit, dass sie nur eine Zuleitung zwischen dem Elektrodenterminal 104 am Arbeitsende 42 der Sonde 20 und dem Generator 10 erfordert. Wie vorher fließt ein Strom zwischen dem Elektrodenterminal 104 und der Rückführungselektrode 112 durch das benachbarte Zielgewebe 120 und das zwischenliegende elektrisch leitende Fluid in der vorstehend beschriebenen Weise.
  • Noch eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in 17 und 18 gezeigt. Diese Ausführungsform ist zu der in 15 und 16 dargestellten ähnlich, außer dass der einzelne röhrenförmige Elektrodenterminal 104 gegen eine massive zylindrische Elektrode ausgetauscht ist, deren Durchmesser D4 vorzugsweise im Bereich von 0,3 mm bis 10 mm liegt. Diese Ausführungsform bietet ähnliche Vorteile wie die vorstehend mit Bezug auf die in 15 und 16 gezeigte Ausführungsform beschriebenen. Alle anderen Abmessungen und Konstruktionsmaterialien sind zu denjenigen ähnlich, die mit Bezug auf die in 6 und 7 gezeigte Ausführungsform angegeben wurden.
  • Noch eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in 19 und 20 dargestellt. Diese Ausführungsform ist dieselbe wie die erste Ausführungsform, die in 6 und 7 beschrieben wurde, außer dass ein Zuführungskanal für das elektrisch leitende Fluid vorgesehen ist, um zu ermöglichen, dass das Arbeitsende 42 der Sonde 20 in Anwendungen verwendet wird, in denen das Volumen, das das Arbeitsende 42 der Sonde 20 und Gewebe 120 umgibt, nicht mit einer elektrisch leitenden Flüssigkeit (z. B. einer Spülfluidkammer, die das Knie- oder Schultergelenk umgibt) gefüllt ist. Folglich kann die in 19 gezeigte Ausführungsform an Gewebeoberflächen verwendet werden, die ansonsten trocken sind (z. B. der Oberfläche der Haut).
  • Wie in 19 und 20 gezeigt, wird elektrisch leitendes Fluid 122 durch einen ringförmigen Raum zugeführt, der zwischen der Kanüle 118 und der äußeren Hülse 116 ausgebildet ist. Die äußere Hülse 116 kann ein elektrisch isolierendes Material (z. B. eine Polyimid- oder Polyethylenröhre) oder ein metallisches röhrenförmiges Element, das mit einer elektrisch isolierenden Hülse 108 bedeckt ist, wie vorstehend beschrieben, sein. Das elektrisch leitende Fluid wird veranlasst, sich entlang des Strömungsweges 132 zu bewegen und den ringförmigen Strömungsraum an einer ringförmigen Öffnung 134 zu verlassen. Wie in 19 gezeigt, verursacht das Anlegen einer Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenterminal oder den Elektroden 104 und der Rückführungselektrode 112 einen Stromfluss durch das Gewebe 120 im Bereich 126 und entlang des Stroms des elektrisch leitenden Fluids 122, um den elektrischen Stromkreis zu vervollständigen. Alle anderen Abmessungen und Konstruktionsmaterialien sind dieselben, wie für die vorangehenden Ausführungsformen definiert. Diese Ausführungsform ist für die therapeutische Kontraktion von Collagen, das unter der Oberfläche der Haut liegt, besonders nützlich.
  • Mit Bezug nun auf 21 wird nun eine chirurgische Ausrüstung 300 zum Schrumpfen der Collagenfasern des Gelenkkapselgewebes gemäß der Erfindung beschrieben. Wie gezeigt, umfasst die chirurgische Ausrüstung 300 eine Verpackung 302 zum Unterbringen eines chirurgischen Instruments 304 und von Anweisungen zur Verwendung 306 des Instruments 304. Die Verpackung 302 kann eine beliebige geeignete Verpackung umfassen, wie z. B. einen Kasten, einen Karton, eine Umhüllung usw. In der beispielhaften Ausführungsform umfasst die Ausrüstung 300 ferner eine sterile Umhüllung 320 zum Verpacken und Aufbewahren des Instrument 304. Das Instrument 304 umfasst einen Schaft 310 mit mindestens einem Elektrodenterminal 312 an seinem distalen Ende und mindestens einen Verbindungsstecker (nicht dargestellt), der sich vom Elektrodenterminal 312 zum proximalen Ende des Schafts 310 erstreckt. Das Instrument 304 ist im Allgemeinen nach einem einzelnen Eingriff wegwerfbar. Das Instrument 304 kann eine Rückführungselektrode 316 umfassen oder nicht.
  • Die Anweisungen zur Verwendung 306 umfassen im Allgemeinen die Schritte des Einstellens eines Spannungspegels einer Hochfrequenz-Energieversorgung (nicht dargestellt), um eine Kontraktion des Collagens innerhalb des weichen Gewebes am Zielort zu bewirken, des Verbindens des chirurgischen Instruments 304 mit der Hochfrequenz-Energieversorgung, des Positionierens des Elektrodenterminals 312 innerhalb eines elektrisch leitenden Fluids an oder nahe dem weichen Gewebe am Zielort und des Aktivierens der Energieversorgung, um die Kontraktion des Collagengewebes zu induzieren. Der Spannungspegel ist gewöhnlich etwa 30 bis 70 Volt rms und vorzugsweise etwa 40 bis 60 Volt rms für chirurgische Instrumente mit Elektrodendurchmessern oder Hauptabmessungen von etwa 0,3 bis etwa 0,4 mm und Betriebsfrequenzen von etwa 100 bis 200 kHz. In der bevorzugten Ausführungsform umfasst der Positionierungsschritt das Einführen mindestens eines distalen Abschnitts des Instruments 304 durch einen Zugang in ein Gelenk.
  • Die Anweisungen zur Verwendung 306 umfassen ferner die Anweisung zum Halten des Instruments 304 in Bewegung während des Anlegens eines HF-Stroms, um die maximale Wirkung auf das Zielgewebe zu erreichen. Die Menge an Wärmeenergie, die durch die Elektrodenterminals an das Gewebe verliehen wird (und folglich die Temperatur des Gewebes), hängt auch von der Zeit ab, in der die Elektroden mit dem Gewebe in Kontakt oder in unmittelbarer Nähe zu diesem gehalten werden. Mit der Betriebsfrequenz und der Elektrodenkonfiguration der vorliegenden Erfindung sollte der Chirurg das Instrument mit einer relativ langsamen Rate (z. B. gewöhnlich etwa 0,1 bis 5,0 cm/s und vorzugsweise etwa 0,2 bis 3 cm/s) im Allgemeinen quer über das Gewebe bewegen, um sicherzustellen, dass das Gewebe auf eine Temperatur innerhalb des Zielbereichs von 60 °C bis 70 °C erwärmt wird, ohne zu viel Wärmeenergie auf das Gewebe aufzubringen.
  • Andere Modifikationen und Variationen können an den offenbarten Ausführungsformen vorgenommen werden, ohne von der vorliegenden Erfindung, wie in den folgenden Ansprüchen definiert, abzuweichen. Es sollte beispielsweise beachtet werden, dass die Erfindung nicht auf eine Elektrodenanordnung mit einer Vielzahl von Elektrodenterminals begrenzt ist. Die Erfindung könnte eine Vielzahl von Rückführungselektroden, z. B. in einer zweipoligen Anordnung oder dergleichen, verwenden. Außerdem kann in Abhängigkeit von anderen Bedingungen, wie z. B. der Spitzen-Spitzen-Spannung, dem Elektrodendurchmesser usw., ein einzelner Elektrodenterminal ausreichen, um eine erwärmte Fluidwolke zu bilden, die die Kontraktion von Collagengewebe induziert.
  • Ferner kann die Elektrodenanordnung sowohl aktive als auch Rückführungselektroden umfassen. In dieser Ausführungsform sind die aktiven und Rückführungselektroden beide an einer distalen Gewebebehandlungsoberfläche zueinander benachbart angeordnet. Die aktive und die Rückführungselektrode können in aktiven/Rückführungselektroden-Paaren angeordnet sein oder eine oder mehrere Rückführungselektroden können an der distalen Spitze zusammen mit einer Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenterminals angeordnet sein. Die proximale Rückführungselektrode kann in diesen Ausführungsformen verwendet werden oder nicht. Wenn es beispielsweise erwünscht ist, die Stromflusslinien um die distale Spitze der Sonde aufrechtzuerhalten, ist die proximale Rückführungselektrode nicht erwünscht.
  • 22–24 stellen eine alternative Ausführungsform einer elektrochirurgischen Sonde 400 gemäß der vorliegenden Erfindung dar. Wie in 22 gezeigt, ist die Sonde 400 zu den vorher beschriebenen Sonden ähnlich, wobei sie einen Schaft 402 mit einem proximalen Griff 404, ein elektrisch isolierendes Element 406 am distalen Endabschnitt des Schafts 402 und eine Rückführungselektrode 408, die proximal vom isolierenden Element 406 beabstandet ist, aufweist. In dieser Ausführungsform umfasst die Sonde 400 einen Elektrodenterminal in Form einer planaren Scheibe 410, die an der distalen Oberfläche des isolierenden Elements 406 befestigt ist. Die planare Scheibe 410 fungiert als einzelne aktive Elektrode, die elektrische Energie im Wesentlichen gleichmäßig auf das Gewebe verteilt.
  • Wie in 23 gezeigt, kann die Scheibe 410 am isolierenden Element 406 in einer Vielzahl von Weisen, wie z. B. mit Klebstoffen oder dergleichen, befestigt werden. In der beispielhaften Ausführungsform ist die Scheibe 410 mit Klebstoffen 411, wie vorstehend beschrieben, befestigt und wobei die elektrischen Verbindungsstecker die Scheibe 410 mit der Energieversorgung (nicht dargestellt) koppeln. Wie in 22 gezeigt, umfasst die Scheibe 410 eine Vielzahl von Löchern 412 zum Aufnehmen von einem oder mehreren elektrischen Verbindungssteckern 414, die sich durch den Sondenschaft 402 erstrecken. Die Verbindungsstecker 414 erstrecken sich durch einen Abschnitt der Scheibe 410, vorzugsweise zur distalen Oberfläche von dieser, ohne sich über die planare Oberfläche der Scheibe 410 hinauszuerstrecken. Die Verbindungsstecker 414 sind an die Scheibe 410 geschweißt, um die Bindung zwischen der Scheibe und dem isolierenden Element 406 zu verstärken.
  • Der Anmelder hat einen weiteren Vorteil bei der beispielhaften Ausführungsform gefunden, die in 22 gezeigt ist. Die Bereitstellung von mehreren Löchern 412 in der planaren Scheibe 410 scheint mehrere Kanten in der Scheibe zu erzeugen, was die Stromdichte um die Scheibe 410 erhöht. Diese erhöhte Stromdichte ermöglicht, dass die Sonde 400 eine erhöhte thermische Penetration von HF-Energie für denselben Spannungspegel vorsieht, um die Kontraktion von Collagengewebe zu verbessern. Folglich ermöglicht die vorliegende Erfindung eine verbesserte Gewebekontraktion mit relativ niedrigen Leistungspegeln und minimiert in einer zweipoligen Modalität den Stromfluss über den Zielort hinaus in den Körper des Patienten. In der in 24 gezeigten repräsentativen Ausführungsform umfasst die Scheibe 410 eine Vielzahl von Löchern 412, d. h. etwa 5 bis 30. Obwohl die Scheibe 410 eine kreisförmige Konfiguration in 24 aufweist, sollte es selbstverständlich sein, dass andere Konfigurationen möglich sind, wie z. B. oval, quadratisch, rechteckig usw. In dieser Ausführungsform erstrecken sich eine Vielzahl von elektrischen Verbindungssteckern oder Elektrodenterminals 414 in einige, aber nicht alle der Löcher 412. Vorzugsweise erstrecken sich diese Terminals 414 in die Umfangslöcher 414, wie in 24 gezeigt. Diese Anordnung erhöht gewöhnlich die Stromdichten nahe dem Umfang der Scheibe 410. Der Anmelden hat durch ein Experiment festgestellt, dass das Erhöhen der Stromdichten nahe dem Umfang der Scheibe 410 gewöhnlich die Strompenetration in das Gewebe steigert und folglich den visuellen Schrumpfungseffekt für einen gegebenen Spannungspegel erhöht.
  • 25 stellt noch eine weitere Ausführungsform eines elektrochirurgischen Systems 440 dar, das ein verteilendes Rückführungspflaster 450 beinhaltet, das an der elektrochirurgischen Sonde 400 befestigt ist. In dieser Ausführungsform arbeitet die Erfindung in einer einpoligen Modalität, in der eine Hochfrequenz-Spannungsdifferenz zwischen der aktiven Elektrode, der Scheibe 410 und dem verteilenden Rückführungspflaster 450 angelegt wird. In der beispielhaften Ausführungsform sind das Pflaster 450 und die Sonde 400 miteinander gekoppelt und sind beide wegwerfbare Gegenstände zur einmaligen Verwendung. Das Pflaster 450 umfasst einen elektrischen Verbindungsstecker 452, der sich in den Griff 404 der Sonde 400 zur direkten Verbindung mit der Energieversorgung erstreckt. Die Erfindung wäre natürlich auch mit einem Standard-Rückführungspflaster wirksam, das direkt mit der Energieversorgung verbindet. In dieser Ausführungsform umfasst die Energieversorgung 460 einen Schalter, z. B. ein Fußpedal 462, zum Umschalten zwischen der einpoligen und der zweipoligen Betriebsart. In der zweipoligen Betriebsart wird der Rückführungsweg an der Energieversorgung mit der Rückführungselektrode 408 gekoppelt (siehe 22), wie vorstehend beschrieben. In der einpoligen Betriebsart wird der Rückführungsweg an der Energieversorgung mit dem Verbindungsstecker 452 des Pflasters 450 gekoppelt und die Rückführungselektrode 408 wird von der elektrischen Schaltung abgekoppelt. Dies ermöglicht dem Chirurgen, zwischen der zweipoligen und der einpoligen Kontraktionsbetriebsart während oder vor dem chirurgischen Eingriff umzuschalten. In einigen Fällen kann es erwünscht sein, in der einpoligen Betriebsart zu arbeiten, um eine tiefere Strompenetration und folglich einen größeren visuellen Schrumpfungseffekt für den Chirurgen vorzusehen. In anderen Fällen kann die zweipolige Modalität bevorzugt sein, um die Strompenetration in das Gewebe zu begrenzen.
  • In einer Konfiguration ist das verteilende Rückführungspflaster 450 zum Koppeln mit einer äußeren Oberfläche des Patienten in einem Bereich im Wesentlichen nahe dem Zielbereich ausgelegt. Während einer Kapselschrumpfung des Schultergelenks ist das verteilende Rückführungspflaster beispielsweise zur Anordnung in der oder um die Schulter des Patienten ausgefegt und konstruiert. Diese Konstruktion begrenzt den Stromweg durch den Körper des Patienten auf den Schulterbereich, was die Schädigung minimiert, die durch ungewollte Stromwege im Körper des Patienten erzeugt werden kann. Das Rückführungspflaster ist auch dazu ausgelegt, die Stromdichten am Pflaster zu minimieren, um dadurch Patientenhautverbrennungen in dem Bereich zu minimieren, in dem das Pflaster angebracht ist.

Claims (12)

  1. Collagen-Kontraktionssystem (5) zur Aufbringung elektrischer Hochfrequenz-Energie auf ein Gewebe an einem Zielort (120) mit: einem elektrochirurgischen Instrument (20) mit einem Schaft (100) mit einem proximalen und einem distalen Ende und mindestens einer aktiven Elektrode (104) an oder nahe dem distalen Ende des Schaftes; gekennzeichnet durch: eine Rückführungselektrode (112) an dem Instrumentenschaft (100), die von der aktiven Elektrode (104) beabstandet ist; und eine elektrochirurgische Energieversorgung (10) zum Anlegen einer Hochfrequenzspannung an die aktive Elektrode und die Rückführungselektrode, wobei die Spannung so ausgewählt wird, dass eine Kontraktion der Collagenfasern in dem Gewebe induziert wird, ohne einen molekularen Zusammenbruch oder eine Auflösung des Gewebes zu bewirken; wobei die Rückführungselektrode (112) so positioniert ist, dass sie einen elektrischen Strom von der aktiven Elektrode (104) von dem Gewebe am Zielort (120) weg zieht.
  2. System nach Anspruch 1, bei dem die Rückführungselektrode (112) an dem Schaft (100) der Sonde (20) in der Nähe der aktiven Elektrode (104) positioniert ist.
  3. System nach Anspruch 1 oder 2, das ferner ein Fluid-Zuführungselement zum Zuführen eines elektrisch leitenden Fluides zwischen das Gewebe und die aktive Elektrode (104) aufweist, wobei die Spannung so gewählt wird, dass das elektrisch leitende Fluid auf eine Temperatur erwärmt wird, die ausreicht, um eine Kontraktion der Collagenfasern in dem Gewebe zu bewirken.
  4. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Spannung so gewählt wird, dass die Coilagenfasern auf eine Temperatur von ungefähr 60° C bis 70° C erwärmt werden.
  5. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Energieversorgung (10) eine Einrichtung zum Einstellen einer Penetrationstiefe für den elektrischen Strom in menschliches Gewebe umfasst.
  6. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Energieversorgung (10) eine Betriebsfrequenz hat, die geringer ist als 350 kHz, vorzugsweise zwischen 100 und 200 kHz.
  7. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das eine Anordnung von Elektrodenterminals (104) aufweist, die an einem distalen Ende der elektrochirurgischen Sonde positioniert sind, wobei die Terminals jeweils einen Durchmesser von weniger als 1 mm bis ungefähr 0,05 mm aufweisen.
  8. System nach Anspruch 1, bei dem die Rückführungselektrode (112) an dem Instrumentenschaft (100) so positioniert ist, dass, wenn die aktive Elektrode (104) Gewebe kontaktiert, die Rückführungselektrode (112) von dem Gewebe beabstandet ist, wobei das System ein Fluidzuführungselement umfasst, zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zum Zielort (120), so dass eine leitende Bahn von der aktiven Elektrode (104) durch das elektrisch leitende Fluid zur Rückführungselektrode (112) gebildet wird.
  9. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das ferner ein lsolierungselement (102) an dem Schaft (100) umfasst, welches die aktive Elektrode (104) von der Rückführungselektrode (112) beabstandet, wobei die aktive Elektrode (104) eine Gewebebehandlungsoberfläche hat, die mit einer Oberfläche des Isolierungselements (102) bündig abschließt.
  10. System nach Anspruch 1, das ferner einen elektrisch isolierenden Träger (102) bei oder nahe dem distalen Ende des Schaftes (100) umfasst, wobei der elektrisch isolierende Träger (102) eine Gewebebehandlungsoberfläche hat und eine Elektrodenanordnung, die mindestens drei Elektrodenterminals (104) umfasst, die mindestens teilweise in dem elektrisch isolierendem Träger (102) eingebettet sind, wobei die Elektrodenterminals (104) im Wesentlichen bündig mit der Gewebebehandlungsoberfläche des elektrisch isolierenden Trägers (102) abschließen.
  11. System nach Anspruch 10, bei dem der elektrisch isolierende Träger (102) ein anorganisches Material umfasst, das aus der Gruppe ausgewählt wird, die im Wesentlichen aus Glas, Keramik und Glaskeramik besteht.
  12. Collagen-Kontraktionssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, das für die kosmetische Behandlung der Haut angepasst ist, bevorzugt für die Faltenentfernung.
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