DE29624229U1

DE29624229U1 - System zum elektrochirurgischen Schneiden und Ablation bzw. Ablösung

Info

Publication number: DE29624229U1
Application number: DE29624229U
Authority: DE
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 1995-06-07
Filing date: 1996-05-30
Publication date: 2001-08-23
Anticipated expiration: 2006-05-31
Also published as: EP1080682B1; WO1996039914A1; EP0837647B1; DE69616327T2; DE69638343D1; EP2057954A1; US5697536A; DE69637965D1; EP0837647A4; CA2221330C; AU706294B2; JPH10510745A; EP1080682A1; EP0837647A1; AU6026696A; CA2221330A1; EP2057954B1; DE69616327D1; ATE207331T1; ATE435610T1

Description

Anwaltsakte: 45 638 X

Arthrocare Corporation Sunnyvale, CA, USA

SYSTEM ZUM ELEKTROCHIRURGISCHEN
SCHNEIDEN UND ABLATION BZW. ABLÖSUNG

Hintergrund der Erfindung

l._Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere auf chirurgische Vorrichtungen, welche eine Hochfrequenzspannung verwenden, um Gewebe zu schneiden und abzulösen bzw. abzutragen.

Das Gebiet der Elektrochirurgie umfasst eine Anzahl von lose miteinander verbundenen chirurgischen Techniken, welche das Anwenden von elektrischer Energie gemeinsam haben, um die Struktur oder Unversehrtheit des Gewebes eines Patienten zu verändern bzw. zu modifizieren. Elektrochirurgische Verfahren arbeiten bzw. funktionieren gewöhnlich durch das Anlegen bzw. Anwenden von sehr hochfrequenten Strömen, um Gewebestrukturen zu schneiden oder abzutragen bzw. abzulösen, wobei das Verfahren bzw. die Arbeitsweise monopolar oder bipolar sein kann. Monopolare Techniken sind auf das externe Erden des Patienten angewiesen, wobei die chirurgische Vorrichtung nur einen einzelnen Elektroden-Pol definiert. Bipolare Vorrichtungen weisen beide Elektroden für das Anlegen von Strom zwischen ihren Oberflächen auf.

Elektrochirurgische Verfahren und Techniken sind insbesondere von Vorteil, weil diese im Allgemeinen das Bluten des Patienten und eine Wunde bzw. ein Trauma, welches bei Schneid vorgängen auftritt, verringern. Zusätzlich können elektrochirurgische

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Abtragungs- bzw. Ablations verfahren, bei welchen Gewebeoberflächen und -volumen neu geformt werden können, nicht durch andere Behandlungsweisen kopiert werden.
Gegenwärtige elektrochirurgische Vorrichtungen und Verfahren weisen jedoch eine Anzahl von Nachteilen auf. Zum Beispiel richten monopolare Vorrichtungen im Allgemeinen einen elektrischen Strom entlang eines definierten Weges von der freiliegenden oder aktiven Elektrode durch den Körper des Patienten zu der Rückflusselektrode, welche extern an einer geeigneten Stelle an dem !Patienten angebracht ist. Dies erzeugt die mögliche Gefahr, dass der elektrische Strom durch nicht definierte Wege in den Körper des Patienten fließen wird, wodurch das Risiko einer nicht gewünschten elektrischen Stimulation bei Teilen des Körpers des Patienten erhöht wird. Zusätzlich müssen üblicherweise große Spannungsdifferenzen zwischen den Rückfluss- und aktiven Elektroden angelegt werden, um einen Strom zu erzeugen, welcher zum Abtragen bzw. zur Ablation oder Schneiden des Zielgewebes geeignet ist, weil der definierte Weg durch den Körper des Patienten eine relativ hohe Impedanz aufweist (aufgrund des großen Abstandes oder des spezifischen elektrischen Widerstandes (resistivity) des Körpers des Patienten). Dieser Strom kaim jedoch versehentlich entlang von Wegen des Körpers mit einer geringeren Impedanz, als dem definierten elektrischen Weg fließen, was den Strom, welcher durch diese Wege fließt, erheblich erhöhen wird, und möglicherweise eine Beschädigung bei oder eine Zerstörung von umliegenden Gewebe verursacht.

Bipolare elektrochirurgische Vorrichtungen weisen einen inhärenten Vorteil gegenüber monopolaren Vorrichtungen auf, weil der Rückfluss-Strom-Weg nicht durch den Patienten fließt bzw. geht. Bei bipolaren elektrochirurgischen Vorrichtungen sind gewöhnlich beide, die aktive und die Rückfluss-Elektrode freigelegt bzw. frei liegen, so dass diese beiden ein Gewebe kontaktieren bzw. berühren können, wodurch ein Rückfluss-Strom-Weg von der aktiven zu der Rückfluss-Elektrode durch das: Gewebe zur Verfügung gestellt wird. Ein Nachteil bei dieser Konfiguration liegt jedoch darin, dass die Rückflusselektrode eine Austrocknung bzw. Entfeuchtung oder Zerstörung des Gewebes bei ihrem Kontaktpunkt mit dem Gewebe des Patienten verursachen kann. Zusätzlich sind die aktiven und Rückfluss-Elektroden gewöhnlich nahe beieinander

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bzw. zusammen positioniert, um sicherzustellen, dass der Rückfluss-Strom direkt von der aktiven zu der Rückflusselektrode fließt. Die große bzw. enge Nähe dieser Elektroden erzeugt die Gefahr, dass der Strom entlang der Elektroden in einem Kurzschluss sein bzw. kurzschließen wird, was möglicherweise das elektrische Regelbzw. Steuer-System beeinträchtigt und/oder umgebendes Gewebe beschädigt oder zerstört.

Die Verwendung von elektrochirurgischen Verfahren, (beide, monopolar und bipolar) in elektrisch leitenden bzw. leitfähigen Umgebungen kann weiter problematisch sein. Zum Beispiel erfordern viele arthroskopische Verfahren das Spülen des zu behandelnden Bereiches mit einer isotonischen Salzlösung bzw. Saline (auch als eine normale Salzlösung bezeichnet), um beides zu erreichen: eine isotonische Umgebung aufrecht- bzw. beizubehalten und um das Sichtfeld klar zu halten. Die Anwesenheit einer Salzlösung, welche ein sehr leitfähiger Elektrolyt ist, kann auch ein Kurzschließen der elektrochirurgischen Elektrode bei beiden, den monopolaren und bipolaren Betriebsarten, verursachen. Ein solches Kurzschließen verursacht eine nicht erwünschte Erhitzung in der Behandlungsumgebung und kann weiter eine nichtspezifische Gewebezerstörung verursachen.

In Reaktion auf die verschiedenen Probleme, welche bei elektrochirurgischen Verfahren in elektrisch leitfähigen Umgebungen auftreten, wurden neue Verfahren und Vorrichtungen durch den Anmelder entwickelt. Diese Verfahren und Vorrichtungen stellen eine selektive Leistungs- bzw. Energiezufuhr zu dem Zielgewebe zur Verfügung, wobei eine Leistungs- bzw. Energiezufuhr bzw. -Abgabe an die umgebende elektrisch leitfähige Lösung bzw. Spülung (irrigant) minimiert wird. Diese Verfahren sind insbesondere nützlich bei Körper-Hohlräumen, welche mit einer isotonischen Salzlösung gefüllt sind, wie zum Beispiel arthroskopische, urologische oder gynäkologische Hohlräume bzw. Höhlungen. Die mit einer Lösung bzw. Spülung (irrigant) gespülten bzw. gefüllten bzw. überschwemmten Körperhöhlräume stellen eine gute Sichtbarkeit bzw. Betrachtbarkeit zur Verfügung, ermöglichen die Entfernung von Blasen oder anderen Bruchstücken bzw. Trümmern, minimieren die Möglichkeit bzw.

Wahrscheinlich einer Luft-Embolie und schützen bestimmtes Gewebe vor einer Dehydration bzw. Austrocknung bzw. Entwässerung. Solche Verfahren und Vorrichtungen sind vollständiger beschrieben in dem früher angemeldeten, gemeinsam übertragenen bzw. zugeordneten Anmedungen mit den Nummern 08/059,681, 07/958,977 und 07/817,575, wobei die vollständigen Offenbarungen davon hierin durch Inbezugnahme aufgenommen werden.

Verschiedene chirurgische Verfahren, wie zum Beispiel orale, laparoskopische und offene chirurgische Verfahren werden nicht bei einem Zielgewebe durchgeführt, welches in eine Lösung bzw. Spülung eingetaucht bzw. verdeckt ist. Bei laparoskopischen Verfahren, wie zum Beispiel der Resektion bzw. operativen Entfernung der Gallenblase von der Leber, wird zum Beispiel der Unterleibs-Hohlraum bzw. Bauchraum bzw. Bauchhöhle mit Kohlendioxid (Pneumoperitoneum) unter Druck gesetzt, um einen Arbeitsraum für die Instrumente zur Verfügung zu stellen und um die Sehfähigkeit bzw. Sichtbarkeit für den Chirurgen an der chirurgischen bzw. Operations-Stelle zu verbessern. Andere Verfahren, wie zum Beispiel die Ablation bzw. Abtragung von Muskel- oder Zahnfleisch-Gewebe im Mund oder die Ablation bzw. Abtragung und Nekrose von erkrankten Gewebe werden gewöhnlich auch in einer &ldquor;trockenen" Umgebung oder Feld durchgeführt (d.h. nicht unter bzw. in eine elektrisch leitfähige Lösung bzw. Spülung untergetaucht).

Aus diesen und anderen Gründen werden verbesserte Systeme und Verfahren für die elektrochirurgische Ablation bzw. Abtragung unter Schneiden von Gewebe gewünscht. Diese Systeme und Verfahren sollten dazu fähig sein, einen direkten Rückfluss-Strom-Weg von der aktiven Elektrode durch die Zielstelle zu der Rückflusselektrode zur Verfügung zu stellen, um die Gefährdungen bzw. Gefahren eines elektrischen Stromes, welcher durch nicht definierte Wege in dem Körper des Patienten fließt, zu minimieren. Das System sollte auch so konfiguriert bzw. ausgelegt sein, dass ein Kontakt zwischen der Rückflusselektrode und einem umgebenden Gewebe minimiert wird und um einen Strom-Kurzschluss zwischen den aktiven und Rückfluss-Elektroden zu vermeiden. Vorzugsweise wird das System so konfiguriert bzw. ausgelegt, dass eine

Hochfrequenzspannung für das Schneiden und Abtragen des Gewebes in relativ trockenen Umgebungen, wie zum Beispiel solche, welche bei oralen, laparoskopischen und offenen chirurgischen Verfahren beteiligt sind, angelegt wird.

2._Beschreibung des technologischen Hintergrundes

Vorrichtungen, welche Radio- bzw. Hochfrequenzelektroden aufweisen zur Verwendung bei elektrochirurgischen und elektrokauterischen bzw. -kausterischen bzw. -Brenn-Techniken sind in Rand u.a. (1985) J. Arthro. Surg. 1:242-246 und den US-Patenten mit den Nummern 5,281,216; 4,943, 290; 4,936,301; 4,593,691; 4,228,800; und 4,202,337 beschrieben. Die US-Patente mit den Nummern 4,943,290 und 4,036,301 beschreiben Verfahren zum Injizieren einer nicht-leitenden Flüssigkeit über die Spitze einer monopolaren elektrochirurgischen Elektrode um die !Elektrode elektrisch zu isolieren, während sie unter Strom steht bzw. mit Energie versorgt wird, von einer umgebenden elektrisch leitfähigen Lösung bzw. Spülung. Die US-Patente mit den Nummern 5,195,959 und 4,674,499 beschreiben monopolare und bipolare elektrochirurgische Vorrichtungen, welche ein Verbindungsglied bzw. eine Leitung zum Spülen der chirurgischen Stelle aufweisen.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zum selektiven Anlegen bzw. Anwenden von elektrischer Energie an Strukturen innerhalb des Körpers eines Patienten zur Verfügung. Die Vorrichtung ermöglicht es, dem chirurgischen bzw. Operations-Team elektrochirurgische Eingriffe durchzuführen, wie zum Beispiel ein Abtragen bzw. Ablation und Schneiden von Körperstrukturen, ohne dass es erforderlich ist, dass das Gewebe in eine elektrisch leitfähige Lösung bzw. Spülung getaucht bzw. mit dieser überschwemmt wird, wie zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung.

Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung 7s ^ insbesondere nützlich zur Behandlung und Formung von Zahnfleisch, zur Gewebe-Verbrennung bzw. -Dissektion, zum

Beispiel der Trennung der Gallenblase von der Leber, und zur Abtragung und Nekrose von erkranktem Gewebe, wie zum Beispiel Tumoren.

Die Verwendung der vorliegenden Erfindung umfasst die Positionierung einer elektrochirurgischen Sonde angrenzend an bzw. benachbart zu dem Zielgewebe, so dass mindestens eine aktive Elektrode in zumindest einen teilweisen Kontakt oder eine große bzw. enge Nähe mit der Zielstelle gebracht wird. Eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit, wie zum Beispiel eine isotonische Salzlösung, wird durch einen Fluid-Weg hinter bzw. nach eine Rückflusselektrode gerichtet bzw. geleitet und zu der Zielstelle, um einen Stromflussweg zwischen der Zielstelle und der Rückflusselektrode zu erzeugen. Eine Hochfrequenzspannung wird dann zwischen die aktive und die Rückfluss-Elektrode angelegt durch den Stromflussweg, welcher erzeugt wurde durch die elektrisch leitfähige Flüssigkeit, auf entweder eine bipolare oder eine monopolare Art. Die Sonde kann dann verschoben werden, hin- und herbewegt werden oder anders manipuliert bzw. verändert werden, um das Gewebe zu schneiden oder die gewünschte Tiefe einer Ablation bzw. Abtragung zu bewirken.

Das oben beschriebene Verfahren ist insbesondere wirksam bei einer trockenen Umgebung (d.h. das Gewebe ist nicht in ein Fluid bzw. eine Flüssigkeit getaucht bzw. von dieser umgeben), wie zum Beispiel eine offene, laparoskopische oder orale Chirurgie, weil die elektrisch leitfähige Flüssigkeit einen geeigneten Stromflussweg von der Zielstelle zu der Rückflusselektrode zur Verfügung stellt. Die aktive Elektrode ist vorzugsweise bei dem distalen Ende der Sonde angeordnet und die Rückflusselektrode ist von der aktiven Elektrode beabstandet und umgeben von bzw. innerhalb eines isolierenden Mantels bzw. Hülle. Dies minimiert das Freiliegen der Rückflusselektrode bezüglich des umgebenden Gewebes und minimiert ein mögliches Kurzschließen des Stromes zwischen den aktiven und Rückfluss-Elektroden. Bei oralen Verfahren kann die Sonde direkt in den Hohlraum des offenen Mundes bzw. die Mundhöhle eingeführt werden, so dass die aktive Elektrode gegen ein Zahnfleisch- oder Schleimhaut-Gewebe positioniert wird. Bei laparoskopischen Verfahren wird die Sonde gewöhnlich durch eine herkömmliche Trokar-Kanüle hindurchgeführt werden, wobei eine Betrachtung der

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Operationsstelle durch die Verwendung eines Laparoskops, welches in einer separaten Kanüle angeordnet ist, zur Verfügung gestellt wird.

Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung weist eine elektrochirurgische Sonde auf mit einem Schaft mit einem proximalen Ende, einem distalen Ende, und mindestens einer aktiven Elektrode bei oder nahe dem distalen Ende. Ein Konnektor bzw. Verbindungselement ist bei oder nahe dem proximalen Ende des Schaftes vorgesehen zum elektrischen Koppeln der aktiven Elektrode mit einer Hochfrequenz-Spannungsquelle. Eine Rückflusselektrode, welche mit der Spannungsquelle gekoppelt ist, ist einen ausreichenden Abstand von der aktiven Elektrode beabstandet, um im Wesentlichen den Kurzschluss eines Stromes dazwischen zu vermeiden oder zu minimieren und um die Rückflusselektrode von dem Gewebe abzuschirmen bzw. zu schützen. Die Rückflusselektrode kann integral bzw. einstückig mit dem Schaft der Sonde vorgesehen sein oder sie kann von dem Schaft getrennt sein (zum Beispiel auf einem Instrument zum Zuführen einer Flüssigkeit). In beiden Fällen definiert die Rückflusselektrode einen inneren Durchgang zum Fließen einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit hindurch. Die Flüssigkeit wird durch die Rückflusselektrode und über die aktive Elektrode gerichtet bzw. geleitet, um dadurch einen Rückflussstrom-Flussweg zwischen der Zielgewebestelle und der Rückflusselektrode zur Verfügung zu stellen.

Gemäß einem bevorzugten Aspekt der Erfindung weist die aktive Elektrode ein Elektrodenfeld auf mit einer Mehrzahl von elektrisch isolierten bzw. getrennten Elektrodenanschlüssen, welche über eine Kontaktoberfläche verteilt sind, welche eine planare bzw. ebene oder nicht-planare bzw. unebene Oberfläche sein kann und welche bei der distalen Spitze oder über einer lateralen Oberfläche des Schaftes angeordnet sein kann, oder über beide, die Spitze und seitliche Oberfläche(n). Das Elektrodenfeld wird mindestens zwei und vorzugsweise mehr Elektrodenanschlüsse aufweisen, und kann weiter einen Temperatursensor aufweisen. Gemäß einem bevorzugten Aspekt wird jeder Elektrodenanschluss mit dem proximalen Konnektor bzw. Verbindungselement durch einen elektrisch isolierten Leiter verbunden, welcher innerhalb des Schaftes angeordnet ist. Die Leiter ermöglichen eine unabhängige

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elektrische Kopplung der Elektrodenanschlüsse mit einer Hochfrequenz-Energieversorgung bzw. -leistungszufuhr und Steuer- bzw. Regel-System mit einer optionalen Temperatur-Überwachung für den Betrieb bzw. Einsatz der Sonde. Das Regel- bzw. Steuersystem weist vorzugsweise aktive und/oder passive strombegrenzende Strukturen auf, welche so ausgelegt bzw. entwickelt sind, um den Stromfluss zu begrenzen, wenn der zugeordnete Elektrodenanschluss in Kontakt mit einem Rückflussweg zurück zu der Rückflusselektrode mit einem niedrigen Widerstand steht.

Die Verwendung solcher Elektrodenfelder bei elektrochirurgischen Verfahren ist insbesondere dadurch vorteilhaft, weil herausgefunden wurde, dass dies die Tiefe einer Gewebe-Nekrose begrenzt ohne wesentlich die Energie- bzw. Leistungs-Zufuhr und die Ablations- bzw. Abtragungs-Raten zu verringern. Die Spannung, welche an jeden Elektrodenanschluss angelegt wird, bewirkt, dass eine elektrische Energie an jede Körperstruktur abgegeben bzw. weiter geleitet wird, welche kontaktiert wird durch oder in enge bzw. große Nähe kommt zu dem Elektrodenanschluss, wo ein Stromfluss durch alle Wege mit niedriger elektrischer Impedanz bevorzugt wird, jedoch nicht notwendig darauf begrenzt wird. Es wird erkannt werden, dass solche Wege mit niedriger Impedanz im Allgemeinen auftreten, wenn ein Elektrodenanschluss die Körperstruktur nicht kontaktiert bzw. berührt oder in enge bzw. große Nähe damit kommt, sondern in Kontakt steht mit einer Umgebung mit niedriger Impedanz, wie zum Beispiel der Salzlösung, oder einem anderen Elektrolyt, welcher über bzw. jenseits der Rückflusselektrode eingeleitet bzw. zugeführt wird. Die Anwesenheit eines Elektrolyten stellt einen Weg mit relativ niedriger Impedanz zurück zu der gemeinsamen oder Rückflusselektrode zur Verfügung.

Die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung stellt eine Vielzahl von Vorteilen zur Verfügung, insbesondere im Hinblick auf die Ablation bzw. Abtragung oder das Schneiden von Gewebe. Die Fähigkeit, einen Stromfluss durch einzelne Elektrodenanschlüsse zu steuern bzw. zu regeln, minimiert die Leistungsstreuung bzw. den Leistungsverlust in das umgebende Medium. Eine begrenzte Leistungsstreuung

bzw. Leistungsverlust ermöglicht wiederum die Verwendung von elektrolytischen Lösungen bzw. Spülungen, wie zum Beispiel einer isotonischen Salzlösung, um einen Stromflussweg zwischen den aktiven Elektrodenanschlüssen und der Rückflusselektrode zu erzeugen. Die isotonische Salzlösung kann auch verwendet werden, um gleichzeitig die chirurgische Stelle zu spülen bzw. zu bewässern, was eine Anzahl von wohlbekannten physiologischen Vorteilen liefert. Zusätzlich verringert die Möglichkeit in einem bipolaren oder quasi-bipolaren Modus zu arbeiten das Risiko einer nicht gewünschten elektrischen Stimulation von bzw. durch Rückflussstrom, welcher durch den Körper des Patienten fließt, welcher Muskel-Krämpfe bzw. -Zuckungen verursachen kann und kann die Tiefe einer Gewebe-Nekrose während einer ablativen bzw. abtragenden Resektion bzw. operativen (Teil-)Entfernung begrenzen.

Ein weiteres Verständnis der Art und der Vorteile der Erfindung wird offensichtlich werden durch die Bezugnahme auf die verbleibenden Teile der Beschreibung und die Zeichnungen.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Figur 1 ist eine perspektivische Ansicht des elektrochirurgischen Systems mit

einer elektrochirurgischen Sonde, einer Zufuhr für eine elektrisch leitende bzw. leitfähige Flüssigkeit und einer elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungszufuhr, welche gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist;

Figur 2A ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde von Figur 1 und veranschaulicht eine Elektrodenanordnung, welche zum schnellen Schneiden und Ablation bzw. Abtragung von Gewebe-Strukturen geeignet ist;

Figur 2B ist eine vergrößerte Endansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde von Figur 1;

Figur 2C ist eine Querschnittsansicht des proximalen Endes der elektrochirurgischen Sonde und veranschaulicht eine Anordnung zum

Koppeln der Sonde mit der Zufuhr für elektrisch leitende Flüssigkeit von

Figur 1;
Figur 3 ist eine detaillierte Querschnittsansicht einer alternativen

Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde von Figur 1;
Figur 4 ist eine Endansicht des distalen Endes der elektrochirurgischen Sonde

von Figur 3;
Figur 5 ist eine Endansicht einer anderen Ausführungsform der

elektrochirurgischen Sonde von Figur 1;
Figur 6 ist eine teilweise Querschnitts-Seiten-Ansicht einer weiteren

Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde, wobei das

Elektrodenfeld quer bzw. schräg zu der Achse der Sonde angeordnet ist; Figur 7 ist eine teilweise frontale bzw. vordere Querschnittsansicht einer

elektrochirurgischen Sonde und eines Schaftes zum Zuführen einer elektrisch leitfähigen ,Flüssigkeit und veranschaulicht die Verwendung

der Sonde und des Schaftes beim Abtragen von Zielgewebe;
Figur 8 ist eine vergrößerte Querschnittsansicht der distalen Spitze einer

weiteren anderen Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde von Figur 1;

Figur 9 ist eine detaillierte Endansicht der Sonde von Figur 8;

Figur 10 ist eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit einem Schaft

mit einem abgewinkelten distalen Bereich bzw. Teil;
Figur 11 ist eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit einem Schaft

mit einem senkrechten distalen Bereich bzw. Teil;
Figur 12 ist eine schematische Ansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit zwei Schraubenzieherförmigen Elektroden, welche von dem distalen Ende vorstehen bzw. herausragen;

Figur 13 ist eine Endansicht der Sonde von Figur 12; und
Figur 14 veranschaulicht die Verwendung der Sonde von Figur 12 für das schnelle Schneiden von Gewebe.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zum selektiven Anlegen bzw. Anwenden einer elektrischen Energie an eine Zielstelle innerhalb des Körpers eines Patienten zur Verfügung, wie zum Beispiel ein festes Gewebe oder ähnliches, insbesondere einschließlich eines Zahnfleisch-Gewebes und Schleimhaut-Gewebes, welches im Mund angeordnet ist. Zusätzlich umfassen Gewebe, welche mit dem System und dem Verfahren der vorliegenden Erfindung behandelt werden können, Tumore, abnormale bzw. anormale Gewebe und ähnliches. Zur Vereinfachung wird sich die verbleibende Offenbarung insbesondere auf das Schneiden, Formen oder die Ablation bzw. Abtragung von Zahnfleisch oder Schleimhaut-Gewebe bed oralen chirurgischen Verfahren beziehen, jedoch wird erkannt werden, dass das System und Verfahren ebenso gut angewendet werden kann bei Verfahren, welche andere Gewebe des Körpers umfassen, sowie bei anderen Verfahren einschließlich einer offenen Chirurgie, einer laparoskopischen Chirurgie, einer thorakoskopischen Chirurgie, und anderen endoskopischen chirurgischen Verfahren.

Die vorliegende Erfindung verwendet ein Elektrodenfeld umfassend eine Mehrzahl von unabhängigen strombegrenzten und/oder energie- bzw. leistungsgesteuerten Elektrodenanschlüssen, welche über einer distalen Kontaktoberfläche einer Sonde verteilt sind, um eine elektrische Energie selektiv an das Zielgewebe anzulegen, während das nicht gewünschte Anlegen bzw. Anwenden von elektrischer Energie an das umliegende bzw. umgebende Gewebe und die Umgebung begrenzt wird, was von einer Leistungsstreuung bzw. Verlustleistung in umgebende elektrisch leitfähige Flüssigkeiten resultiert, wie zum Beispiel Blut, eine normale Salzlösung bzw. Saline und ähnliches.

Die elektrochirurgische Sonde wird einen Schaft aufweisen mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende, welcher ein Elektrodenfeld nahe bei seinem distalen Ende trägt. Der Schaft kann eine große Vielzahl von Konfigurationen bzw. Anordnungen annehmen, mit dem primären Zweck um mechanisch das Elektrodenfeld zu tragen und

es dem behandelnden Arzt zu ermöglichen, das Feld bzw. Array von einem proximalen Ende des Schaftes aus zu manipulieren bzw. zu verändern. Gewöhnlich wird der Schaft ein Stab oder eine Röhre mit einem schmalen Durchmesser sein, gewöhnlicher Abmessungen aufweisen, welche es ihm ermöglichen, in einen Hohlraum eines Körpers eingeführt zu werden, wie zum Beispiel den Mund oder einen Unterleibs-Hohlraum bzw. den Bauchraum durch einen zugeordneten Trokar oder eine Kanüle bei einem minimal invasiven Verfahren, wie zum Beispiel arthroskopischen, laparoskopischen, thorakoskopischen und anderen endoskopischen Verfahren. Demzufolge wird der Schaft gewöhnlich eine Länge von mindestens 5 cm für orale Verfahren aufweisen und mindestens 10 cm, gewöhnlicher 20 cm oder länger sein für endoskopische Verfahren. Der Schaft wird gewöhnlich einen Durchmesser von mindestens 1 mm haben und häufig in dem Bereich von 1 bis 10 mm liegen. Der Schaft kann starr bzw. steif oder flexibel bzw. biegbar sein, wobei flexible bzw. biegbare Schafte wahlweise kombiniert werden können mit einer im Allgemeinen starren bzw. steifen äußeren Röhre zur mechanischen Stützung. Flexible bzw. biegbare Schafte können kombiniert werden mit Zugdrähten, Formgedächtnis (shape memory) Betäügungslementen bzw. Aktuatoren, und anderen bekannten Mechanismen zum Bewirken einer selektiven Ablenkung des distalen Endes des Schaftes, um die Positionierung des Elektrodenfeldes zu ermöglichen. Der Schaft wird gewöhnlich eine Mehrzahl von Drähten oder anderen leitfähigen Elementen aufweisen, welche axial hindurchlaufen, um eine Verbindung des Elektrodenfeldes bzw. -arrays mit einem Konnektor bzw. Verbindungselement bei dem proximalen Ende des Schaftes zu ermöglichen. Bestimmte Schafts-Auslegungen bzw. Designs werden im Detail in Verbindung mit den nachfolgenden Figuren beschrieben werden.

Die umschriebene bzw. umgrenzte Fläche des Elektrodenfeldes liegt in dem Bereich von 0,25 mm² bis 75 mm², bevorzugt von 0,5 mm² bis 40 mm², und wird gewöhnlich mindestens zwei getrennte bzw. isolierte Elektrodenanschlüsse aufweisen, gewöhnlicher mindestens vier Elektrodenanschlüsse, bevorzugt mindestens sechs Elektrodenanschlüsse und oft 50 oder mehr Elektrodenanschlüsse, welche über die distalen Kontaktoberflächen auf dem Schaft verteilt bzw. angeordnet sind. Indem das

bzw. die Elektrodenfeld(er) auf der bzw. den Kontaktoberfläche^) gegen bzw. mit oder in große Nähe zu dem Zielgewebe gebracht wird und eine Hochfrequenz-Spannung zwischen das bzw. die Feld(er) und einer zusätzlichen gemeinsamen oder Rückfluss-Elektrode in direktem oder indirektem Kontakt mit dem Körper des Patienten angelegt wird, wird das Zielgewebe selektiv abgelöst bzw. abgetragen oder geschnitten, was das selektive Entfernen von Teilen des Zielgewebes ermöglicht, wobei wünschenswert die Tiefe der Nekrose bei umgebendem Gewebe minimiert wird. Insbesondere stellt diese Erfindung ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verfügung zum effektiven Abtragen bzw. Ablösen und Schneiden von Gewebe, welches in großer bzw. enger Nähe zu anderen kritischen Organen, Gefäßen oder Strukturen (zum Beispiel Zähne, Knochen) angeordnet werden kann, indem gleichzeitig (1) bewirkt wird, dass eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit zwischen den gemeinsamen und aktiven Elektroden fließt, (2) eine elektrische Energie an das Zielgewebe, welches die Spitze der Sonde umgibt und unmittelbar benachbart ist angelegt wird, (3) die aktive(n) Elektrode(n) in Kontakt oder große bzw. enge Nähe mit dem Zielgewebe unter Verwendung der Sonde selbst gebracht wird, und (4) wahlweise bzw. optional das Elektrodenfeld axial und/oder transversal über das Gewebe bewegt wird.

Jeder einzelne Elektrodenanschluss in dem Elektrodenfeld ist elektrisch von allen anderen Elektrodenanschlüssen in dem Feld innerhalb der Sonde isoliert bzw. getrennt und ist mit einer Energie- bzw. Leistungsquelle verbunden, welche von jeder der anderen Elektroden in dem Feld isoliert bzw. getrennt ist oder mit einem Schaltkreis, welcher einen Stromfluss zu der Elektrode begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit einem niedrigen spezifischen Widerstand (z.B. Blut oder eine elektrisch leitfähige Salzlösungsspülung) einen Weg mit niedriger Impedanz zwischen der gemeinsamen Elektrode und dem einzelnen Elektrodenanschluss verursacht bzw. erzeugt. Die getrennten Energiequellen für jede einzelne Elektrode können getrennte Energiezuführschaltkreise sein mit inneren Impedanzkennlinien, welche eine Leistung zu bzw. bei dem zugeordneten Elektrodenanschluss begrenzen, wenn ein Rückfluss weg mit niedriger Impedanz beteiligt ist bzw. auftritt, oder können eine einzelne Energiebzw. Leistungsquelle sein, welche mit jeder der Elektroden durch unabhängig

betätigbare Schalter verbunden ist, oder können vorgesehen sein durch unabhängige strombegrenzende Elemente, wie zum Beispiel Spulen, Kondensatoren, Widerstände und/oder Kombinationen davon.

Der Spitzenbereich der Sonde ist demzufolge aus vielen unabhängigen Elektrodenanschlüssen zusammengesetzt, welche so ausgelegt sind, dass sie eine elektrische Energie in bzw. zu der Umgebung der Spitze liefern. Das selektive Anlegen bzw. Anwenden von elektrischer Energie an das Zielgewebe wird erreicht durch das Verbinden jedes einzelnen Elektrodenanschlusses und der gemeinsamen Elektrode mit einer Energiequelle mit unabhängig gesteuerten oder strombegrenzenden bzw. begrenzten Kanälen. Die gemeinsame Elektrode kann ein röhrenförmiges Element aus leitfähigem Material sein, welches proximal bzw. nahe zu dem Elektrodenfeld bei der Spitze angeordnet ist, was auch als eine Leitung bzw. ein Verbindungsglied zur Zufuhr der elektrisch leitfähigen Flüssigkeit zwischen die aktiven und die gemeinsame Elektrode dient. Das Anlegen der Hochfrequenzspannung zwischen die gemeinsame Elektrode und das Elektrodenfeld führt zu der Erzeugung von hohen elektrischen Feldstärken bei den distalen Spitzen der Elektroden, mit der Leitung des Hochfrequenzstromes von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der gemeinsamen Elektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der gemeinsamen Elektrode wird gesteuert bzw. geregelt durch entweder aktive oder passive Vorrichtungen, oder eine Kombination davon, um eine elektrische Energie zu dem Zielgewebe zu liefern, wobei die Energiezufuhr minimiert wird, welche an umgebendes (nicht Ziel-) Gewebe und jede leitfähige Flüssigkeit bzw. Fluid, welche vorliegen kann (z.B. Blut, elektrolytische Spülungen wie zum Beispiel Salzlösung und ähnliches), geliefert bzw. zugeführt wird.

Nach einem bevorzugten Aspekt nutzt die Erfindung einen Vorteil aus bei Differenzen eines spezifischen elektrischen Widerstandes zwischen dem Zielgewebe (zum Beispiel Zahnfleisch, Muskel, Fascia bzw. Band, Tumor oder anderes Bindegewebe) und der umgebenden leitfähigen Flüssigkeit (zum Beispiel eine isotonische Salzlösungsspülung). Anhand eines Beispiels wird für jeden ausgewählten Pegel einer angelegten Spannung,

wenn der elektrisch leitende Weg zwischen der gemeinsamen Elektrode und einem der einzelnen Elektrodenanschlüsse innerhalb des Elektrodenfeldes eine isotonische Salzlösungsflüssigkeitsspülung ist (mit einem relativ niedrigen spezifischen elektrischen Widerstand), die Stromregel- bzw. -Steuervorrichtung, welche mit der einzelnen Elektrode verbunden ist, einen Stromfluss so begrenzen, dass die Erwärmung bzw. Erhitzung einer dazwischenliegenden leitfähigen Flüssigkeit minimiert wird. Im Gegensatz hierzu, wenn ein Teil des oder der gesamte elektrisch leitende Weg zwischen der gemeinsamen Elektrode und einem der einzelnen Elektrodenanschlüsse innerhalb des Elektrodenfeldes ein Zahnfleischgewebe ist (mit einer relativ höheren elektrischen Impedanz), wird der Stromregel- bzw. -Steuerschaltkreis oder ein Schalter, welcher mit der einzelnen Elektrode verbunden ist, einen Stromfluss ermöglichen, welcher ausreichend ist zum Abgeben von elektrischer Energie und zugehörigem Abtragen bzw. Ablation oder für einen elektrischen Durchbruch bzw. Durchschlag des Zielgewebes in der unmittelbaren Nähe bzw. Nachbarschaft der Elektrodenoberfläche.

Das Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen der gemeinsamen oder Rückflusselektrode und dem Elektrodenfeld für geeignete Zeitintervalle bewirkt eine Abtragung, ein Schneiden oder ein Neu- bzw. Umformen des Zielgewebes. Das Gewebevolumen, über welches eine Energie verteilt bzw. gestreut wird (d.h. ein Hochspannungs-Gradient liegt vor) kann präzise gesteuert werden, zum Beispiel durch die Verwendung einer Mehrzahl von kleinen Elektroden, deren effektive Breiten im Bereich von ungefähr 2 mm bis 0,01 mm, vorzugsweise von ungefähr 1 mm bis 0,05 mm und weiter bevorzugt von ungefähr 0,5 mm bis 0,1 mm liegt. Die Elektrodenflächen für beide, kreisförmige und nicht-kreisförmige Anschlüsse, werden eine Kontaktfläche (pro Elektrode) aufweisen von weniger als 5 mm², vorzugsweise in dem Bereich von 0,0001 mm² bis 1 mm² liegen und weiter bevorzugt von 0,005 mm² bis 0,5 mm². Die Verwendung von Elektrodenanschlüssen mit kleinem Durchmesser erhöht die elektrische Feldstärke und verringert das Ausmaß oder die Tiefe einer Gewebenekrose als Folge der Divergenz bzw. des nicht Zusammenfallens von Stromflusslinien, welche von der freiliegenden Oberfläche eines jeden Elektrodenanschlusses ausgehen bzw. ausströmen. Die Energieabgabe in Gewebe,

welche für eine irreversible Beschädigung (d.h. eine Nekrose) ausreichend ist, wurde so herausgefunden bzw. ermittelt, dass sie auf einen Abstand von ungefähr einer Hälfte eines Elektrodendurchmessers begrenzt ist. Dies ist ein besonderer Vorteil im Vergleich zu bekannten elektrochirurgischen Sonden, welche einzelne und/oder größere Elektroden verwenden, bei welchen die Tiefe einer Gewebenekrose nicht ausreichend begrenzt werden kann.

Bei früheren elektrochirurgischen Vorrichtungen wurde die erhöhte Leistungsanwendung bzw. Energiezufuhr und Abtragungsraten erreicht durch das Erhöhen der Elektrodenfläche. Überraschend wurde mit der vorliegenden Erfindung herausgefunden, dass die gesamte Elektrodenfläche erhöht werden kann (um die Leistungszufuhr und Abtragungsrate zu erhöhen) ohne die Tiefe einer Nekrose zu erhöhen, indem mehrere kleine Elektrodenanschlüsse vorgesehen werden. Bevorzugt werden die Anschlüsse voneinander mit einem Abstand in dem Bereich von einem halben Durchmesser bis zu einem Durchmesser beabstandet sein zur optimalen Leistungszufuhr, wie nachfolgend beschrieben. Die Tiefe einer Nekrose kann weiter gesteuert bzw. eingestellt werden durch das Ab- und Anschalten der angelegten Spannung, um Stromimpulse zu erzeugen, wobei die Impulse von einer ausreichenden Dauer sind und eine zugehörige Energiedichte aufweisen, um eine Abtragung bzw. Ablation und/oder ein Schneiden zu bewirken, während sie während Perioden abgeschaltet werden, welche ausreichend lang sind, um eine thermische E.elaxation bzw. Einschwingen zwischen den Energieimpulsen zu ermöglichen. Auf diese Art werden die Energieimpulsdauer und die Größe bzw. Amplitude und das Zeitintervall zwischen den Energieimpulsen so ausgewählt, dass effiziente bzw. wirksame Raten einer Gewebeabtragung oder eines Schneidens erhalten werden, während es der Temperatur der behandelten Zone des Gewebes erlaubt wird, zu &ldquor;entspannen" bzw. sich einzupendeln (&ldquor;relax") oder zu normalen physiologischen Temperaturen zurückzukehren (gewöhnlich auf innerhalb 10 ⁰C der normalen Körpertemperatur [37 ⁰C], vorzugsweise auf innerhalb 5 ⁰C), bevor der nächste Energie(Strom)Impuls angelegt bzw. begonnen wird.

Die Rate der Energiezufuhr zu dem Zielgewebe wird durch den angelegten Spannungspegel und Tastgrad (duty cycle) des Spannungsimpulses gesteuert. Die Verwendung von hochfrequentem Strom minimiert die induzierte Stimulation von Muskelgewebe oder Nervengewebe in der Nähe der behandelten Körper struktur. Zusätzlich minimieren hohe Frequenzen das Risiko einer Interferenz bzw. Wechselwirkung mit dem natürlichen Schlagen des Herzens bei Umständen, bei welchen die Sonde der vorliegenden Erfindung nahe dem Herz verwendet wird.

Die Leistung, welche an die gemeinsame Elektrode und das Elektrodenfeld angelegt wird, wird bei einer hohen oder Radio-Frequenz sein, typisch zwischen ungefähr 20 kHz und 20 MHz, gewöhnlich zwischen ungefähr 30 kHz und 2 MHz und bevorzugt zwischen ungefähr 50 kHz und 400 kHz liegen. Die Effektivwertspannung (ELMS; root mean square), welche angelegt wird, wird gewöhnlich in dem Bereich von ungefähr 5 V bis 1.000 V, vorzugsweise in dem Bereich von ungefähr 50 V bis 800 V und weiter bevorzugt in dem Bereich von ungefähr 10 V bis 500 V liegen. Gewöhnlich wird der Strompegel selektiv begrenzt oder gesteuert und die angelegte Spannung wird unabhängig einstellbar sein, häufig in Reaktion auf bzw. Abhängigkeit von dem Widerstand des Gewebes und/oder der Flüssigkeiten bzw. dem Fluid in dem Flussweg zwischen einer einzelnen Elektrode und der gemeinsamen Elektrode. Ebenso kann der angelegte Strompegel in Abhängigkeit von einer Temperatursteuervorrichtung sein, welche die Zielgewebetemperatur innerhalb gewünschter Grenzen bei der Grenzfläche zwischen den Elektrodenfeldern und dem Zielgewebe hält. Die gewünschte Oberflächentemperatur entlang einer fortschreitenden Oberfläche genau bzw. direkt unterhalb des Bereiches der Abtragung wird gewöhnlich in dem Bereich von ungefähr 40 ⁰C bis 100 ⁰C und weiter bevorzugt von ungefähr 50 °C bis 60 ⁰C sein. Das Gewebe, welches unmittelbar angrenzend an bzw. benachbart zu dem Elektrodenfeld abgetragen wird, kann noch höhere Temperaturen erreichen.

Die bevorzugte Energie- bzw. Leistungsquelle der vorliegenden Erfindung liefert einen Hochfrequenzstrom, welcher auswählbar bzw. einstellbar ist, um durchschnittliche Leistungspegel zu erzeugen, welche von 10 bzw. mehreren 10 mW bis 10 bzw.

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mehreren 10 W pro Elektrode reichen, in Abhängigkeit von dem abzutragenden Zielgewebe, der gewünschten Abtragungsrate oder der maximal erlaubten Temperatur, welche für die Sondenspitze ausgewählt wird. Die Energiequelle ermöglicht es dem Benutzer, den Strompegel in Abhängigkeit von den bestimmten Anforderungen eines bestimmten oral bzw. Mund-chirurgischen Verfahrens, einer offenen Chirurgie oder anderen endoskopischen Chirurgie-Verfahren auszuwählen.

Die Energiequelle wird strombegrenzt sein oder anders gesteuert sein, so dass ein ungewünschtes Erhitzen von elektrisch leitfähigen Fluiden oder anderen Medien mit niedrigem elektrischen Widerstand nicht auftritt. Bei einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden strombegrenzende Spulen bzw. Induktivitäten in Serie mit jedem unabhängigen Elektrodenanschluss geschaltet, wobei die Induktivität der Spule in dem Bereich von 20 &mgr;&EEgr; bis 5000 &mgr;&udigr; liegt, in Abhängigkeit von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Abtragungs- bzw. Ablations-Rate und der Betriebsfrequenz. Alternativ können Kondensator-Spulen (LC) Schaltkreisstrukturen verwendet werden, wie vorher in der zusammenhängengen PCT-Anmeldung mit der Nummer PCT/US94/05168 beschrieben, welche schon in diese Beschreibung durch Inbezugnahme aufgenommen wurde. Zusätzlich können strombegrenzende Widerstände ausgewählt werden mit einem großen positiven Temperaturkoeffizienten des Widerstandes, so dass, wenn der Strompegel für jede einzelne Elektrode in Kontakt mit einem Medium mit niedrigem Widerstand zu steigen beginnt (zum Beispiel einer Salzlösungsspülung), der Widerstand des strombegrenzenden Widerstandes signifikant ansteigt, wodurch die Leistungszufuhr von der Elektrode in das Medium mit niedrigem Widerstand (zum Beispiel Salzlösungsspülung) minimiert wird.

Als eine Alternative zu solchen passiven Schaltkreisstrukturen kann ein geregelter Stromfluss zu jedem Elektrodenanschluss durch eine Mehrkanal-Energiezufuhr zur Verfügung gestellt werden. Ein im Wesentlichen konstanter Strompegel für jeden einzelnen Elektrodenanschluss innerhalb eines Bereiches, welcher die Leistungs- bzw. Energiezufuhr durch einen Weg mit niedrigem Widerstand begrenzen wird, zum

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Beispiel einer isotonischen Salzlösungsspülung, würde von dem Benutzer ausgewählt werden, um die gewünschte Rate des Schneidens oder der Abtragung zu erhalten. Eine solche Mehrkanal-Energiezufuhr stellt demzufolge eine im Wesentlichen konstante Stromquelle zur Verfügung mit einem auswählbaren Strompegel in Serie mit jedem Elektrodenanschluss, wobei alle Elektroden bei oder unterhalb des gleichen, vom Benutzer auswählbaren maximalen Strompegels arbeiten werden. Ein Stromfluss zu allen Elektrodenanschlüssen könnte periodisch erfasst werden und gestoppt werden, wenn die Temperatur, welche bei der Oberfläche des Elektrodenfeldes gemessen wurde, die vom Benutzer ausgewählten Begrenzungen überschreitet. Besondere Steuersystemauslegungen zur Implementierung dieser Strategie sind im Stand der Technik wohlbekannt.

Eine andere Alternative umfasst die Verwendung von einer oder mehrerer Energieversorgungen bzw. Leistungszufuhren, welche es ermöglichen, dass eine oder mehrere Elektroden gleichzeitig mit Energie versorgt werden und welche eine aktive Steuervorrichtung aufweist zum Begrenzen der Strompegel unterhalb eines vorher ausgewählten maximalen Pegels. Bei dieser Anordnung würden nur eine oder mehrere Elektroden gleichzeitig für eine kurze Periode mit Energie versorgt bzw. erhitzt werden. Eine Schaltvorrichtung würde es der nächsten oder mehreren Elektroden ermöglichen, für eine kurze Periode erhitzt bzw. mit Energie versorgt zu werden. Durch das sequentielle Erhitzen bzw. mit Energie versorgen von einer oder mehreren Elektroden kann die Wechselwirkung zwischen benachbarten Elektroden minimiert werden (für den Fall der Energieversorgung bzw. des Erhitzens von mehreren Elektroden, welche mit dem maximal möglichen Abstand innerhalb des Gesamtumfanges bzw. der Gesamtenveloppe des Elektrodenfeldes positioniert sind) oder eliminiert bzw. unterdrückt werden (für den Fall des Erhitzens bzw. mit Energie versorgens von nur einer einzelnen Elektrode zu irgendeinem Zeitpunkt). Wie zuvor kann eine Widerstandsmessvorrichtung für jede Elektrode vor dem Anlegen einer Leistung verwendet werden, wobei ein (gemessener) niedriger Widerstand (unterhalb eines vorher ausgewählten Pegels) verhindern wird, dass die Elektrode während eines gegebenen Zyklus erhitzt bzw. mit Energie versorgt wird. Anhand eines Beispieles

würde das sequentielle Versorgungs- bzw. Zufuhr- und Steuerverfahren der vorliegenden Erfindung auf eine Art funktionieren, welche einem Auto-(Zünd)Verteiler bzw. -Stromverteiler ähnlich ist. Bei diesem Beispiel rotiert ein elektrischer Kontakt über Anschlüsse, welche jeweils mit einem Funkenkontakt bzw. Funkenstecker (spark plug) verbunden sind. Bei diesem Beispiel entspricht jeder Funkenkontakt der freiliegenden Oberfläche von jeder der Elektroden. Zusätzlich umfasst die vorliegende Erfindung die Vorrichtung zum Messen des Widerstandes des Mediums im Kontakt mit jeder Elektrode und verursacht, dass nur eine Spannung angelegt wird, wenn der Widerstand einen vorher ausgewählten Pegel überschreitet.

Das Elektrodenfeld ist über eine Kontaktoberfläche auf dem Schaft der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet. Die gemeinsame (Rückfluss-) Elektrodenoberfläche wird zurückgesetzt bzw. vertieft sein relativ zu dem distaien Ende der Sonde und kann zurückversetzt bzw. vertieft sein innerhalb der Leitung bzw. des Verbindungselementes, welches vorgesehen ist zum Zuführen bzw. Einleiten einer elektrisch leitenden Flüssigkeit zu der Stelle des Zielgewebes und dem Feld bzw. Array der aktiven Elektroden. Bei der beispielhaften Ausführungsform wird der Schaft über den Großteil seiner Länge zylinderförmig sein, wobei die Kontaktoberfläche bei dem distaien Ende des Schaftes ausgebildet ist. Im Falle von laparoskopischen oder endoskopischen Anwendungen kann die Kontaktoberfläche zurückgesetzt bzw. vertieft sein, weil dies hilft, die Elektrodenanschlüsse auf der Oberfläche zu schützen und abzuschirmen, während diese eingeführt bzw. zugeführt werden, insbesondere während diese zugeführt werden durch den Arbeitskanal eines trokaren Kanals oder eines Betrachtungsbereiches bzw. -gerätes bzw. -feldes.

Die Fläche der Kontaktoberfläche kann innerhalb eines weiten Bereiches verändert werden und die Kontaktoberfläche kann eine Vielzahl von Geometrien annehmen, wobei bestimmte Flächen bzw. Bereichen in diesen Geometrien für bestimmte Anwendungen ausgewählt werden. Die Elektrodenfeld-Kontaktoberflächen können Flächen aufweisen in dem Bereich von 0,25 mm² bis 50 mm², gewöhnlich von 1 mm² bis 20 mm². Die Geometrien können planar, konkav, konvex, halbkugelförmig,

konisch oder praktisch jede andere reguläre oder irreguläre Form aufweisen. Am gewöhnlichsten werden die Elektrodenfelder bei der distalen Spitze des elektrochirurgischen Sondenschaftes ausgebildet sein, häufig planare, disk- bzw. scheibenförmige oder halbkugelförrnige Oberflächen aufweisen zur Verwendung bei Neu- bzw. Umformungsverfahren oder werden lineare Felder bzw. Arrays sein zur Verwendung beim Schneiden. Alternativ oder zusätzlich können die Elektrodenfelder auf seitlichen Oberflächen des elektrochirurgischen Sondenschaftes ausgebildet sein (zum Beispiel in der Art einer Spatel), was einen Zugriff zu bestimmten Körper Strukturen bei den elektrochirurgischen Verfahren ermöglicht.

Bezugnehmend auf die Zeichnungen im Detail, wobei gleiche Bezugszeichen gleiche Elemente bezeichnen, ist ein elektrochirurgisches System 11 gezeigt, welches gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Das elektrochirurgische System 11 weist im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde 10 auf, welche mit einer Energie- bzw. Leistungs-Zufuhr 28 verbunden ist zum Zuführen einer Hochfrequenz-Spannung zu einem Zielgewebe 52 und eine Flüssigkeitsquelle 21 zum Zuführen einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit 50 zu der Sonde 10.

Bei einer beispielhaften Ausführungsform, wie in Figur 1 gezeigt, umfasst eine elektrochirurgische Sonde 10 einen verlängerten Schaft 13, welcher flexibel oder fest bzw. starr bzw. steif sein kann, wobei der flexible Schaft wahlweise Träger-Kanülen oder andere Strukturen (nicht gezeigt) aufweisen kann. Die Sonde 10 umfasst ein Verbindungsstück bzw. Konnektor 19 bei ihrem proximalen Ende und ein Feld 12 von Elektrodenanschlüssen 58 ist auf der distalen Spitze des Schaftes 13 angeordnet. Ein Verbindungsdraht bzw. -kabel 34 weist einen Griff 22 mit einem Konnektor bzw. Verbindungsstück 20 auf, welcher entfernbar bzw. loslösbar mit dem Konnektor bzw. Verbindungsstück 19 der Sonde 10 verbunden sein kann. Der proximale Teil des Kabels 34 weist ein Verbindungsstück 26 auf, um die Sonde 10 mit einer Leistungszufuhr 28 zu koppeln. Die Elektrodenanschlüsse 58 sind elektrisch voneinander getrennt und jeder der Anschlüsse 58 ist mit einem aktiven oder passiven Regel- bzw. Steuernetzwerk innerhalb der Leistungszufuhr 28 mittels einer Mehrzahl

von einzeln isolierten bzw. getrennten Leitern 42 verbunden (siehe Figur 2C). Die Leistungszufuhr 28 weist eine Auswahlvorrichtung 30 auf, um einen angelegten Spannungspegel zu verändern. Die Leistungszufuhr 28 umfasst auch eine Vorrichtung zum Zuführen von Energie zu den Elektroden 58 der Sonde 10 durch das Niederdrücken eines Pedals 39 in einem Fußpedal 37, welches nahe bei dem Benutzer angeordnet ist. Das Fußpedal 37 kann auch ein zweites Pedal (nicht gezeigt) aufweisen zum entfernten bzw. ferngesteuerten Einstellen bzw. Abgleichen des Energie- bzw. Spannungspegels, welcher an die Elektroden 58 angelegt wird. Das spezifische Design bzw. Auslegung einer Leistungszufuhr, welche mit der elektrochirurgischen Sonde der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der Stammanmeldung PCT US94/051168 beschrieben, wobei die vollständige Offenbarung davon schon vorher in die Beschreibung durch in Bezugnahme aufgenommen wurde.

Bezugnehmend auf die Figuren 2A und 2B sind die elektrisch getrennten Elektrodenanschlüsse 58 mit Zwischenraum (spaced-apart) über eine Elektroden-Feld-Oberfläche 82 angeordnet. Die Elektroden-Feld-Oberfläche 82 und einzelne Elektrodenanschlüsse 58 werden gewöhnlich Dimensionen bzw. Abmessungen innerhalb der oben ausgeführten Bereiche haben. Bei der bevorzugten Ausführungsform weist die Elektroden-Feld-Oberfläche 82 eine kreisförmige Querschnitts form auf mit einem Durchmesser D (Figur 2B) in dem Bereich von 1 mm bis 10 mm. Eine Elektroden-Feld-Oberfläche 82 kann auch eine ovale Form aufweisen, kann eine Länge L in dem Bereich von 1 mm bis 20 mm und eine Breite W in dem Bereich von 0,5 mm bis 7 mm haben, wie in Figur 5 gezeigt. Die einzelnen Elektrodenanschlüsse 58 werden über die Elektroden-Feld-Oberfläche 82 mit einem Abstand (H) von 0 mm bis 2 mm, bevorzugt von 0 mm bis 1 mm (siehe Figur 3) hervorragen bzw. vorstehen. Wie oben beschrieben, werden Elektrodenanschlüsse, welche mit der Oberfläche bündig bzw. in gleicher Ebene sind, oder um einen minimalen Abstand vorstehen bzw. herausragen, eine weniger aggressive Ablation bzw. Abtragung zur Verfügung stellen bzw. erzeugen und sind insbesondere geeignet zum Glätten der behandelten Gewebeoberflächen und stellen eine Blutstillung bzw. Hämostase zur Verfügung, um das Bluten der behandelten Oberflächen zu unterbinden oder zu verhindern.

Die Elektrodenanschlüsse 58 sind vorzugsweise aus hitzebeständigeim bzw. feuerfestem, elektrisch leitfähigem Metall oder Legierung zusammengesetzt, wie zum Beispiel Platin, Platin-Legierungen, Titan, Titan-Legierungen und ähnlichem. Platin ist die bevorzugte Wahl für das Material des Elektrodenanschlusses, weil es biokompatibel bzw. -verträglich ist, eine geringe Erosions- bzw. Abtragungsrate aufweist und leicht hergestellt und an Leitern 42 innerhalb des Schaftes 13 der elektrochirurgischen Sonde 10 angebracht werden kann. Wie in Figur 2B gezeigt, sind die Elektrodenanschlüsse 58 in einer Trägermatrix 48 aus einem geeigneten isolierenden Material (z.B. Keramik oder Glasmaterial, wie zum Beispiel Aluminiumoxid, Zirconiumdioxid (zirconia), und ähnlichem) verankert, welche zum Zeitpunkt der Herstellung in einer flachen, halbsphärischen bzw. Halbkugel oder anderen Form in Abhängigkeit von den Erfordernissen eines speziellen Verfahrens ausgebildet werden könnte. Das bevorzugte Material für die Trägermatrix ist Aluminiumoxid (alumina), erhältlich von Kyocera Industrial Ceramics Corporation, Elkgrove, Illinois, aufgrund seiner hohen Wärmeleitfähigkeit, guten elektrischen isolierenden Eigenschaften, seinem hohen Biegungs-Modus (flexural modulus), der Widerstandsfähigkeit gegen Kohlenstoff-Kriechspurbildung (carbon tracking), der Bio-Kompatibilität bzw. -Verträglichkeit, und dem hohen Schmelzpunkt.

Wie in Figur 2A gezeigt, ist die Trägermatrix 48 haftend bzw. klebend mit einem röhrenförmigen Tragelement 78 verbunden, welches sich über den Großteil oder die gesamte Distanz zwischen der Matrix 48 und dem proximalen Ende der Sonde 10 erstreckt. Das röhrenförmige Element 78 weist vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Material auf, wie zum Beispiel ein Epoxid oder ein auf Silikon basierendes Material. Bei einer bevorzugten Konstruktionstechnik stehen die Elektrodenanschlüsse 58 durch vorgeformte Öffnungen in der Trägermatrix 48 vor bzw. ragen heraus, so dass diese über die Elektrodenfeld-Oberfläche 82 mit dem gewünschten Abstand H herausragen bzw. vorstehen (Figur 3). Die Elektroden werden dann mit der distalen Oberfläche 82 der Trägermatrix 48 verbunden, gewöhnlich durch ein anorganisches dichtendes Material 80. Das dichtende Material 80 wird ausgewählt, um eine effektive elektrische Isolation bzw. Trennung zur Verfügung zu stellen, und eine gute Haftung an beidem,

der Aluminiumoxid (alumina) Matrix 48 und den Platin- oder Titan-Elektrodenanschlüssen. Das abdichtende Material 80 sollte zusätzlich einen kompatiblen Wärmeausdehnungskoeffizienten aufweisen und einen Schmelzpunkt gut unterhalb desjenigen von Platin oder Titan oder Aluminiumoxid oder Zirconiumdioxid (zirconia), und ist gewöhnlich ein Glas oder eine Glaskeramik.

Bei der in den Figuren 2A und 2B gezeigten Ausführungsform umfasst die Sonde 10 eine Rückflusselektrode 56 zum Schließen bzw. Vervollständigen des Stromweges zwischen den Elektrodenanschlüssen 58 und der Leistungsversorgung 28. Die Rückflusselektrode 56 ist vorzugsweise ein ringförmiges Element, welches um das Äußere des Schaftes 13 der Sonde 10 positioniert bzw. angeordnet ist. Die Rückflusselektrode 56 kann vollständig oder teilweise das röhrenförmige Trag- bzw. Stützelement 78 umgeben, um einen ringförmigen Spalt 54 dazwischen auszubilden zum Fluss einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit 50 hindurch, wie unten beschrieben. Der Spalt 54 weist vorzugsweise eine Breite in dem Bereich von 0,25 mm bis 4 mm auf. Die Rückflusselektrode 56 erstreckt sich von dem proximalen Ende der Sonde 10, wo diese geeignet mit der Leistungsversorgung 28 verbunden ist, über die Konnektoren bzw. Verbindungselemente 19, 20, zu einem Punkt, welcher ein wenig bzw. leicht proximal bzw. benachbart zu der Oberfläche 82 des Elektrodenfeldes ist, gewöhnlich um 1 mm bis 10 mm.

Die Rückflusselektrode 56 ist innerhalb eines elektrisch isolierenden Mantels bzw. Umhüllung 18 angeordnet, welche gewöhnlich als eine oder mehrere elektrisch isolierende Mäntel bzw. Umhüllungen oder Beschichtungen ausgebildet ist, wie zum Beispiel Polytetrafluorethylen, Polyamid und ähnliches. Das Vorsehen des elektrisch isolierenden Mantels 18 über die Rückflusselektrode 56 verhindert einen direkten elektrischen Kontakt zwischen der Rückflusselektrode 56 und jeder benachbarten Körperstruktur. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (z.B. einer Sehne) und einem freiliegenden gemeinsamen Elektrodenelement 56 könnte zu einer unerwünschten Erhitzung und Nekrose der Struktur bei dem Kontaktpunkt führen, was eine Nekrose verursacht.

Die Rückflusselektrode 56 ist vorzugsweise aus einem elektrisch leitfähigen Material ausgebildet, gewöhnlich Metall, welches ausgewählt wird aus der Gruppe bestehend aus rostfreiem Stahl, Platin oder seinen Legierungen, Titan oder seinen Legierungen, Molybdän oder seinen Legierungen und Nickel oder seinen Legierungen. Die Rückflusselektrode 56 kann aus dem gleichen Metall oder Legierung zusammengesetzt sein, welches die Elektrodenanschlüsse 58 bildet, um jedes Potential für eine Korrosion oder die Erzeugung von elektrochemischen Potentialen aufgrund der Anwesenheit von unähnlichen Metallen zu minimieren, welche innerhalb einer elektrisch leitfähigen Flüssigkeit 50 enthalten sind, wie zum Beispiel eine isotonische Salzlösung bzw. Saline (im größeren Detail nachfolgend beschrieben).

Wie in Figur 2A gezeigt, ist die Rückflusselektrode 56 nicht direkt mit den Elektrodenanschlüssen 58 verbunden. Um diesen Stromweg zu vervollständigen bzw. zu schließen, so dass die Anschlüsse 58 elektrisch mit der Rückflusselektrode 56 verbunden sind über das Zielgewebe 52, wird bewirkt, dass eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit 50 (zum Beispiel eine isotonische Salzlösung) entlang der Flüssigkeitswege 83 fließt. Die Flüssigkeitswege 83 werden geformt durch den ringförmigen Spalt 54 zwischen der äußeren Rückflusselektrode 56 und dem röhrenförmigen Stütz- bzw. Tragelement 78 und einem inneren Hohlraum bzw. Lumen 51 innerhalb eines inneren röhrenförmigen Elements 59. Die elektrisch leitfähige Flüssigkeit 50, welche durch die Fließ- bzw. Fluidwege 83 fließt, stellt einen Durchgangsweg für einen elektrischen Stromfluss zwischen dem Zielgewebe 52 und der Rückflusselektrode 56 zur Verfügung, wie durch die Stromflusslinien 60 in Figur 2A veranschaulicht. Wenn eine Spannungsdifferenz zwischen dem Elektrodenfeld 12 und der Rückflusselektrode 56 angelegt wird, werden hohe elektrische Feldstärken erzeugt werden bei den distal en Spitzen der Anschlüsse 58, wobei ein Strom von dem Feld bzw. Array 12 durch das Zielgewebe zu der Rückflusselektrode fließt, und die hohen elektrischen Feldstärken werden eine Ablation bzw. Abtragen des Gewebes 52 in der Zone 88 verursachen.

Die Figuren 2C, 3 und 4 veranschaulichen eine alternative Ausführungsform einer elektrochirurgischen Sonde 10, welche eine Rückflusselektrode 55 aufweist, welche

innerhalb eines röhrenförmigen Elements 78 angeordnet bzw. positioniert ist. Die Rückflusselektrode 55 ist vorzugsweise ein röhrenförmiges Element und definiert einen inneren Hohlraum bzw. Lumen 57 zum Ermöglichen, dass eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit 50 (zum Beispiel eine isotonische Salzlösung) hindurchfließt im elelctrischen Kontakt mit der Rückflusselektrode 55. Bei dieser Ausfuhrungsform wird eine Spannungsdifferenz angelegt zwischen die Elektrodenanschlüsse 58 und die Rückflusselektrode 55, was dazu führt, dass ein elektrischer Strom fließt durch die elektrisch leitfähige Flüssigkeit 50, wie durch die Stromflusslinien 60 gezeigt (Figur 3). Als Ergebnis der angelegten Spannungsdifferenz und der begleitenden hohen elektrischen Feldstärken bei den Spitzen der Elektrodenanschlüsse 58 wird das Gewebe 52 abgetragen oder durchgeschnitten in der Zone 88.

Figur 2C veranschaulicht das proximale oder Konnektorende 70 der Sonde 10 in der Ausführungsform der Figuren 3 und 4. Der Konnektor 19 weist eine Mehrzahl von einzelnen Konnektorpins bzw. -Kontaktstiften 74 auf, welche innerhalb eines Gehäuses 72 bei dem proximalen Ende 70 der Sonde 10 angeordnet sind. Die Elektrodenanschlüsse 58 und die angebrachten isolierenden Leiter 42 erstrecken sich proximal bzw. nahe zu den Konnektorpins 74 in dem Gehäuse 72 des Konnektors. Die Rückflusselektrode 55 erstreckt sich in das Gehäuse 72, wo sie sich radial nach außen biegt bzw. neigt, um die Sonde 10 zu verlassen. Wie in den Figuren 1 und 2C gezeigt, koppelt eine Flüssigkeitszuführröhre 15 loslösbar eine Flüssigkeitsquelle 21 (zum Beispiel eine Tasche mit einem Fluid bzw. Flüssigkeit, welche über der chirurgischen Stelle hängt oder eine Pumpvorrichtung aufweist), mit der Rückflusselektrode 55. Vorzugsweise deckt ein isolierender Mantel bzw. Umhüllung 14 die freiliegenden Teile bzw. Bereiche der Elektrode 55 ab. Einer der Konnektorpins 76 ist elektrisch mit der Rückflusselektrode 55 verbunden, um die Elektrode 55 mit der Leistungszufuhr 28 über ein Kabel 34 zu koppeln. Ein manuelles Regel- bzw. Steuerventil 17 kann auch zwischen dem proximalen Ende der Elektrode 55 und der Zufuhrröhre 15 vorgesehen sein, um es dem chirurgischen bzw. Operationsteam zu ermöglichen, den Fluss der elektrisch leitenden Flüssigkeit 50 zu regulieren bzw. einzustellen.

Figur 6 veranschaulicht eine andere Ausfuhrungsform der Sonde 10, bei welcher der distale Teil des Schaftes 13 so gebogen ist, dass die Elektrodenanschlüsse quer zu dem Schaft vorstehen. Vorzugsweise ist der distale Teil bzw. Bereich des Schaftes 13 senkrecht zu dem Rest des Schaftes, so dass die Elektrodenfeld-Oberfläche 82 im Allgemeinen parallel zu der Schaftachse ist, wie in Figur 6 gezeigt. Bei dieser Ausführungsform ist die Rückflusselektrode 55 an der äußeren Oberfläche des Schaftes 13 befestigt und ist mit einem elektrisch isolierenden Mantel bzw. Abdeckung 18 bedeckt. Das elektrisch leitfähige Fluid bzw. Flüssigkeit 50 fließt entlang des Flussweges 83 durch die Rückflusselektrode 55 und tritt an dem distalen Ende der Elektrode 55 bei einem Punkt proximal bzw. nahe der Elektrodenoberfläche 82 aus. Das Fluid bzw. die Flüssigkeit wird außerhalb des Schaftes geleitet zu der Elektrodenoberfläche 82, um einen Rückflussstromweg von den Elektrodenanschlüssen 58 zu erzeugen durch das Zielgewebe 52 zu der Rückflusselektrode 55, wie durch die Stromflusslinien 60 veranschaulicht.

Figur 7 veranschaulicht eine andere Ausführungsform der Erfindung, bei welcher das elektrochirurgische System 11 weiter ein Flüssigkeitszuführinstrument 64 aufweist zum Zuführen einer elektrisch leitenden Flüssigkeit bzw. Fluid 50 zwischen die Elektrodenanschlüsse 58 und die Rückflusselektrode 55, Das Flüssigkeitszuführinstrument 64 weist ein inneres röhrenförmiges Element oder Rückflusselektrode 55 auf, welche umgeben ist von einem elektrisch isolierenden Mantel bzw. Hülle 18. Die Rückflusselektrode 55 definiert einen inneren Durchgang 83 für den Fluss des Fluides 50. Wie in Figur 7 gezeigt, ist der distale Teil des Instruments 64 vorzugsweise so gebogen, dass die Flüssigkeit 50 bei einem Winkel im Bezug auf das Instrument 64 abgegeben wird. Dies ermöglicht es dem chirurgischen bzw. Operationsteam das Flüssigkeitszuführinstrument 64 benachbart zu der Elektrodenoberfläche 82 zu positionieren, wobei der proximale Teil des Zuführinstrumentes 64 mit einem ähnlichen Winkel zu der Sonde 10 orientiert bzw. ausgerichtet ist.

Die Figuren 8 und 9 veranschaulichen eine andere Ausführungsform der Sonde 10, bei welcher die Rückflusselektrode ein äußeres röhrenförmiges Element 56 ist, welches das Trag- bzw. Stützelement 78 und die Leiter 42 umschreibt bzw. umgibt. Der isolierende Mantel 18 umgibt das röhrenförmige Element 56 und ist von dem Element 56 durch eine Mehrzahl von longitudinalen Rippen 96 beabstandet, um einen ringförmigen Spalt 54 dazwischen zu definieren (Figur 9). Ein ringförmiger Spalt weist vorzugsweise eine Breite in dem Bereich von 0,25 mm bis 4 mm auf. Die Rippen 96 können auf entweder dem Mantel 18 oder dem Element 56 ausgebildet werden. Das distale Ende der Rückflusselektrode 56 hat einen Abstand L₁ von der Elektrodenoberfläche 82. Der Abstand L₁ ist vorzugsweise ungefähr 0,5 bis 10 mm und weiter bevorzugt ungefähr 1 bis 10 mm.

Wie in Figur 8 gezeigt, fließt die elektrisch leitfähige Flüssigkeit 50 durch den ringförmigen Spalt 54 (in elektrischer Verbindung bzw. Kommunikation mit der Rückflusselektrode) und wird durch das distale Ende des Spaltes 54 abgegeben. Die Flüssigkeit 50 wird darm um das Stütz- bzw. Tragelement 78 geleitet zu den Elektrodenanschlüssen 58, um den Stromdurchgangsweg zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Rückflusselektrode 56 zur Verfügung zu stellen. Weil die Rückflusselektrode 56 proximal vertieft bzw. versetzt ist in Bezug auf die Elektrodenoberfläche 82 wird ein Kontakt zwischen der Rückflusselektrode 56 und dem umgebenden Gewebe minimiert. Zusätzlich verringert der Abstand L₁ zwischen den aktiven Elektrodenanschlüssen 58 und der Rückflusselektrode 56 das Risiko eines Stromkurzschlusses dazwischen.

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf ein Elektrodenfeld beschränkt, welches auf einer relativ planaren bzw. ebenen Oberfläche bei der distalen Spitze der Sonde 10 angeordnet ist, wie oben beschrieben. Bezugnehmend auf die Figuren 12 bis; 14 weist eine alternative Sonde 10 ein Paar von Elektroden 58a, 58b auf, welche auf dem distalen Ende des Schaftes 13 angeordnet bzw. befestigt sind. Die Elektroden 58a, 58b sind elektrisch mit einer Energie- bzw. Leistungsversorgung verbunden, wie oben beschrieben und weisen vorzugsweise Spitzen 100a, 100b auf, mit einer

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Schraubenzieher-Form. Die Schraubenzieher-Form stellt eine größere Menge von &ldquor;Kanten" zu bzw. für die Elektroden 58a, 58b zur Verfügung, um die elektrische Feldstärke und Stromdichte bei den Kanten zu erhöhen und dadurch die Schneidfähigkeit, sowie die Fähigkeit eine Blutung von dem eingeschnittenen Gewebe zu begrenzen (d.h. eine Hämostase), zu verbessern.

Wie in Figur 12 gezeigt, fließt ein Strom zwischen den Elektrodenspitzen 100a und 100b, wie durch die Stromflusslinien 60 angezeigt, um das Zielgewebe 52 zu erwärmen bzw. zu erhitzen. Das chirurgische bzw. Operationsteam bewegt dann die Sonde 10 quer über das Gewebe 52, um einen Einschnitt 102 in dem Gewebe 52 zu bewirken, wie in Figur 14 gezeigt.

Andere Modifikationen und Abwandlungen können durchgeführt werden bei den offenbarten Ausführungsformen, ohne von der vorliegenden Erfindung abzuweichen, wie durch die nachfolgenden Ansprüche definiert. Zum Beispiel kann der Schart 13 der Sonde 10 eine Vielzahl von Konfigurationen aufweisen, welche anders sind als die in den Figuren 1 bis 8 gezeigte im Allgemeinen lineare Form. Zum Beispiel kann der Schaft 13 einen distalen Bereich aufweisen, welcher gebogen bzw. abgewinkelt ist, in dem Bereich von 10° bis 30° (Figur 10) oder 90° (Figuren 11 und 6), um einen Zugriff bzw. Zugang zu der Operationsstelle des Gewebes 52, welches abgetragen oder geschnitten wird (siehe Figur 10) zu verbessern. Ein Schaft mit einem 90° gebogenen Winkel kann insbesondere nützlich sein, zum Zugreifen auf Zahnfleisch, welches auf der Rückseite des Mundes des Patienten angeordnet ist und ein Schaft mit einem 10° bis 30° Biegewinkel kann nützlich sein zum Zugreifen auf Zahnfleisch nahe oder an der Vorderseite des Mundes des Patienten.

Claims

1. Elektrochirurgisches System (11) zur Verwendung mit einer Hochfrequenz-Energie- bzw. Leistungszufuhr (28) und einer Zufuhr für ein elektrisch leitfähiges Fluid bzw. Flüssigkeit, wobei das System aufweist:
eine elektrochirurgische Sonde (10) mit einem Schaft (13) mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende, eine aktive Elektrode (12) ist nahe dem distalen Ende angeordnet, und ein Konnektor bzw. Verbindungselement (19) nahe dem proximalen Ende des Schaftes zum elektrischen Koppeln der aktiven Elektrode mit der elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungsversorgung;
eine Rückflusselektrode (55, 56), welche geeignet ist, dass sie elektrisch mit der elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungsversorgung gekoppelt werden kann,
gekennnzeichnet durch eine Vorrichtung, welche einen Weg für ein elektrisch leitfähiges Fluid bzw. Flüssigkeit definiert zwischen der Rückflusselektrode und der aktiven Elektrode, so dass der Fluss des elektrisch leitfähigen Fluids bzw. Flüssigkeit einen Stromflussweg zwischen den Elektroden schließt bzw. vervollständigt.

2. System nach Anspruch 1, wobei die Rückflusselektrode (56) einen Teil des Schaftes der elektrochirurgischen Sonde bildet.

3. System nach Anspruch 2, weiter umfassend ein isolierendes Element (78) zwischen der aktiven Elektrode (12) und der Rückflusselektrode (56), wobei die Rückflusselektrode ausreichend beabstandet bzw. entfernt ist von der aktiven Elektrode, um den direkten Kontakt zwischen der Rückflusselektrode und einer Körperstruktur bei der Zielstelle zu minimieren, wenn die aktive Elektrode in großer bzw. enger Nähe oder im teilweisen Kontakt mit der Körperstruktur positioniert ist.

4. System nach Anspruch 2, wobei die Rückflusselektrode ein inneres röhrenförmiges Element (55) ist und die Vorrichtung zum Definieren eines Fluid- bzw. Flüssigkeits-Weges einen axialen Hohlraum bzw. Lumen (57) aufweist innerhalb der Rückflusselektrode, wobei der axiale Hohlraum bzw. Lumen mindestens einen Teil des Fluid-Weges bildet und eine Einlass hat, welcher in Kommunikation bzw. Verbindung steht mit der Zufuhr für eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit und einen Auslass aufweist, welcher in fluider bzw. fließender Verbindung mit der aktiven Elektrode steht.

5. System nach Anspruch 2, wobei die Rückflusselektrode ein äußeres röhrenförmiges Element (56) ist, wobei der Schaft weiter ein isolierendes Element (78) aufweist, wobei die Vorrichtung zur Definition des Fluids- bzw. Fließ-Weges einen axialen Durchgang aufweist zwischen dem isolierenden Element und der Rückflusselektrode, der axiale Durchgang bildet mindestens einen Teil des Fluid- Weges und hat einen Einlass in fluider bzw. fließender Verbindung bzw. Kommunikation mit der Zuführ für die elektrisch leitfähige Flüssigkeit und einen Auslass in fluider bzw. fließender und elektrischer Verbindung bzw. Kommunikation mit der aktiven Elektrode.

6. System nach Anspruch 1, weiter aufweisend ein Instrument zum Zuführen eines Fluids bzw. Flüssigkeit (64), welches von der elektrochirurgischen Sonde getrennt ist, wobei die Rückflusselektrode (55) einen Teil des Instruments zum Zuführen des Fluides bildet.

7. System nach Anspruch 6, wobei die Rückflusselektrode ein röhrenförmiges Element (55) ist, welches einen axialen Hohlraum bzw. Lumen (83) darin definiert, wobei der axiale Hohlraum bzw. Lumen elektrisch mit dem röhrenförmigen Element verbunden ist und einen Einlass aufweist, welcher in Kommunikation bzw. Verbindung steht mit der Flüssigkeitszufuhr und einen Auslass zum Abgeben bzw. Entladen des elektrisch leitfähigen Fluides bzw. Flüssigkeit (50) in Richtung auf die aktive Elektrode.

8. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die aktive Elektrode ein Elektrodenfeld aufweist, welches nahe dem distalen Ende des Schaftes angeordnet ist, wobei das Feld eine Mehrzahl von elektrisch isolierten bzw. getrennten Elektrodenanschlüssen (58) aufweist, welche über einer Kontaktoberfläche verteilt bzw. angeordnet sind.

9. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche mit mindestens zwei Elektrodenanschlüssen.

10. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche weiter aufweisend ein strombegrenzendes Element zum Regeln bzw. Steuern des Stromflusses durch die aktive Elektrode, um eine Leistungsstreuung bzw. Verlustleistung in das Medium, welches die Zielstelle umgibt, zu verhindern bzw. zu unterbinden.

11. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche weiter aufweisend eine isolierende Matrix (48), welche den oder die, bevorzugt mindestens zwei, Elektrodenanschluss bzw. Elektrodenanschlüsse umgibt und trägt bzw. stützt, um elektrisch einen proximalen Teil des bzw. der Elektrodenanschlüsse von dem elektrisch leitfähigen Fluid zu isolieren bzw. zu trennen, wobei die isolierende Matrix ein anorganisches Material aufweist.

12. System nach Anspruch 11, wobei das anorganische Material ausgewählt wird aus der Gruppe, welche im Wesentlichen besteht aus Keramik, Glas und Glas/Keramik- Zusammensetzungen.

13. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das elektrisch leitfähige Fluid eine Saline bzw. Salzlösung aufweist.

14. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiter aufweisend einen Temperatursensor benachbart zu bzw. angrenzend an die aktive Elektrode, und eine Vorrichtung zum Regeln bzw. Steuern des angelegten Stromes in Reaktion auf bzw. Abhängigkeit von der erfassten bzw. gemessenen Temperatur.

15. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die aktive Elektrode und die Rückflusselektrode so ausgelegt sind, dass beim Anlegen einer ausreichenden Spannung dazwischen die Ablation bzw. Abtragung von Gewebe benachbart zu bzw. angrenzend an den Elektrodenanschluss bewirkt wird, so dass ein Teil des Gewebes volumetrisch bzw. räumlich entfernt wird.

16. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Rückflusselektrode proximal zu der aktiven Elektrode auf der elektrochirurgischen Sonde angeordnet ist.

17. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche umfassend einen Hohlraum bzw. Lumen (57) zum Leiten bzw. Führen eines Fluids in Richtung auf die aktive Elektrode bevor es die Rückflusselektrode kontaktiert.

18. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, welches so ausgelegt ist, dass ein Fluid über bzw. jenseits von und im elektrischen Kontakt mit der Rückflusselektrode in Richtung auf die aktive Elektrode geleitet bzw. geführt wird.

19. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, umfassend die Hochfrequenz- Leistungs- bzw. Energiequelle, welche eine Betriebsfrequenz von ungefähr 50 bis 2000 kHz hat.

20. System nach Anspruch 19, wobei die Hochfrequenz-Energiequelle eine Betriebsfrequenz von weniger als ungefähr 400 kHz aufweist.

21. Elektrochirurgisches System (11) zur Verwendung mit einer Hochfrequenz-Energie- bzw. Leistungsquelle (28) und einer Zufuhr für eine elektrisch leitfähige Flüssigkeit bzw. Fluid, wobei das System aufweist:
einen elektrochirurgische Sonde (10) mit einem Schaft (13) mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende, eine aktive Elektrode (12) ist nahe dem distalen Ende angeordnet, und ein Konnektor bzw. Verbindungselement (19) ist nahe dem proximalen Ende des Schaftes angeordnet zum elektrischen Koppeln der aktiven Elektrode mit der elektrochirurgischen Energie- bzw. Leistungszuführ;
eine Rückflusselektrode (56), welche geeignet bzw. ausgelegt ist, so dass sie elektrisch mit der elektrochirurgischen Leistungszufuhr gekoppelt werden kann, ein isolierendes Element (78) zwischen der aktiven Elektrode (12) und der Rückflusselektrode (56);
eine Vorrichtung, welche einen Weg für ein elektrisch leitfähiges Fluid zwischen der Rückflusselektrode und der aktiven Elektrode definiert, so dass der Fluss des elektrisch leitfähigen Fluides einen Stromflussweg zwischen den Elektroden schließt bzw. vervollständigt; wobei
die Rückflusselektrode von der aktiven Elektrode beabstandet ist um den direkten Kontakt zwischen der Rückflusselektrode und einer Körperstruktur bei der Zielstelle zu minimieren, wenn die aktive Elektrode in enger bzw. großer Nähe oder im teilweisen Kontakt mit der Körperstruktur positioniert ist.

22. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche mit einem isolierender Mantel, welcher die Rückflusselektrode umgibt, um den direkten Kontakt zwischen der Rückflusselektrode und dem Körpergewebe zu minimieren.

23. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die oder jede Elektrode aus einem Draht gebildet ist.

24. System nach Anspruch 23, wobei der Draht ein Metall aufweist, welches ausgewählt wird aus Titan, Platin und Legierungen davon.

25. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, welche geeignet bzw. angepasst ist zur Verwendung bei der Anwesenheit einer isotonischen Salzlösung bzw. Saline als das leitfähige Fluid.

26. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die oder jede Elektrode in einer elektrisch isolierenden Matrix befestigt ist.

27. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schaft im Wesentlichen gerade ist und die aktiven Elektroden auf dem distalen Ende des Schaftes befestigt bzw. angeordnet sind.

28. System nach einem der Ansprüche 1 bis 26, wobei der Schaft gebogen bzw. gekrümmt ist.

29. System nach einem der Ansprüche 1 bis 26, wobei die aktiven Elektroden auf einer Seitenoberfläche des Schaftes vorgesehen bzw. angeordnet sind.

30. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, geeignet bzw. angepasst für eine Oberflächenbehandlung eines Patienten.

31. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der oder jeder Elektrodenanschluss einen im Wesentlichen kreisförmigen Abschnitt aufweist.

32. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei jeder Elektrodenanschluss eine Kontaktfläche in dem Bereich von 0,0001 bis 1 mm² aufweist.

33. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Schaft einen im Wesentlichen kreisförmigen Abschnitt aufweist.