DE3710489A1 - Vorrichtung zur elektrochirurgischen koagulation und desikkation und elektrochirurgievorrichtung - Google Patents
Vorrichtung zur elektrochirurgischen koagulation und desikkation und elektrochirurgievorrichtungInfo
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf die Elektrochirurgie und be
trifft insbesondere eine neue und verbesserte elektrochirurgi
sche Vorrichtung zum Erzielen von Koagulation oder eines hämo
statischen (blutstillenden) Effekts, d.h. Fulguration und
Desikkation, durch Leiten von elektrischer Hochfrequenz (HF)-
Energie über einen elektrisch leitenden Inertgasstrom zu dem
Gewebe. Darüber hinaus bezieht sich die Erfindung auf eine
elektrochirurgische Fulgurationslichtbogenvorrichtung zum Erzeu
gen eines Schorfs und von Gewebeeffekten, die eine wesent
lich verbesserte Möglichkeit zur Koagulation bieten. Weiter
betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur elektrochirurgischen Desik
kation ohne Lichtbogen durch Zufuhr von elektrischer Energie
zu dem Gewebe, um überlegene thermische Austrocknungseffekte
zu erzielen.
Die Elektrochirurgie beinhaltet die Beaufschlagung von Gewebe
mit elektrischer HF-Energie. Die elektrische Energie stammt
aus einem Elektrochirurgiegenerator und wird dem Gewebe durch
eine aktive Elektrode zugeführt. Die aktive Elektrode hat ty
pisch einen kleinen Querschnitt oder einen begrenzten Flä
cheninhalt, um die elektrische Energie an der Operationsstel
le zu konzentrieren. Eine inaktive Rückleitelektrode oder
Patientenplatte berührt den Patienten an einer von der Opera
tionsstelle entfernten Stelle, um den Stromkreis über das Ge
webe zu dem Elektrochirurgiegenerator zu schließen. Die Pa
tientenplatte hat eine relativ beträchtliche Größe, um zer
störerische Energiekonzentrationen zu vermeiden. Alternativ
können zwei aktive Elektroden in einer "bipolaren" Technik be
nutzt werden, bei der die Elektrochirurgieenergie direkt zwi
schen den beiden Elektroden durch das Gewebe fließt und sich
die elektrochirurgischen Wirkungen auf das Gewebe beschrän
ken, das sich direkt zwischen den beiden engen gegenseitigen
Abstand aufweisenden Elektroden befindet.
Eine Vielfalt von unterschiedlichen elektrochirurgischen Wir
kungen kann erzielt werden, und zwar hauptsächlich in Abhän
gigkeit von den Kenngrößen der elektrischen Energie, welche
der Elektrochirurgiegenerator liefert. Unter den Wirkungen
gibt es eine reine Schneidwirkung, eine kombinierte Schneid-
und blutstillende Wirkung, eine Fulgurationswirkung und eine
Desikkationswirkung. Desikkation und Fulguration werden übli
cherweise gemeinsam als Koagulation bezeichnet. Viele her
kömmliche Elektrochirurgiegeneratoren bieten die Möglichkeit,
die Energieabgabekenngrößen wahlweise zu verändern und so die
erzeugten elektrochirurgischen Wirkungen zu verändern.
Zufriedenstellende Fulgurationswirkungen sind besonders
schwierig erzielbar. Einige Chirurgen bevorzugen die Verwen
dung der älteren Funkenstreckengeneratoren, der sogenannten
"Bovie"-Vorrichtungen, zur Fulguration, wogegen andere Chirur
gen modernere Elektrochirurgiegeneratoren zum Schneiden oder
Schneiden mit Blutstillung benutzen. Tatsächlich sind die
Funkenstrecken-Elektrochirurgiegeneratoren der Standard ge
wesen, an welchem moderne elektronische Elektrochirurgiege
neratoren hinsichtlich der Erzielung zufriedenstellender Ful
gurationswirkungen gemessen worden sind. Ein moderner Elektro
chirurgiegenerator, mit dem im Vergleich sowohl zu Funken
strecken- als auch zu den älteren elektronischen Elektrochi
rurgiegeneratoren wesentlich verbesserte Fulgurationswirkungen
erzielt werden, ist in der US-PS 44 29 694 beschrieben. Trotz
der verfügbaren Verbesserungen bei der Fulguration bleiben ge
wisse Nachteile, für die es bislang keine zufriedenstellenden
Alternativen gegeben hat.
Die herkömmliche Fulguration ist durch einen elektrischen
Lichtbogen durch die Luft von verschiedenen Stellen an der
Metalloberfläche der aktiven Elektrode aus gekennzeichnet, wo
bei die Lichtbögen das Gewebe auf etwas regellose, nicht vor
hersagbare Weise berühren. In vielen Fällen verlassen die
Lichtbögen die aktive Elektrode auf einer Anfangsbahn, auf der
sie sich von dem Gewebe wegbewegen, bevor sie tatsächlich um
biegen und auf die Gewebeoberfläche auftreffen. Das Ergebnis
ist eine ungleichmäßige, regellos konzentrierte oder verteilte
Zufuhr der Lichtbogenenergie. Ein ungleichmäßiger Schorf mit
variablen Eigenschaften wird auf der Oberfläche des Gewebes
erzeugt, wie es der Schorf veranschaulicht, der in den Fig. 1,
2, 3A und 3B gezeigt ist. Die Eigenschaften des bekannten
Schorfs sind als Teil der vorliegenden Erfindung untersucht
worden. Obgleich derartige Eigenschaften für eine beträcht
liche Zeit wahrscheinlich existiert haben und deshalb Stand
der Technik sind, hat die Entwicklung der vorliegenden Erfin
dung zu einem Ergebnis geführt, von dem angenommen wird, daß
es das erste relativ vollständige Verständnis des bekannten
Schorfs und der praktischen Koagulations- oder Blutstillwir
kungen desselben darstellt.
Die regellose Zufuhr der Lichtbogenenergie erzeugt Löcher,
die im Durchmesser (oder in der Querschnittsgröße) sowie in
der Tiefe beträchtlich ungleich sind, was die Fig. 1, 2, 3A
und 3B zeigen. Die größeren, tieferen Löcher werden durch wie
derholte Lichtbögen gebildet, welche das Gewebe ungefähr an
derselben Stelle berühren. Die kleineren Lichtbogenlöcher sind
auch in dem Gewebe vorhanden, aber sie sind um die größeren
Lichtbogenlöcher ungleichmäßig verteilt. Die kleineren Löcher
werden durch einzelne individuelle Lichtbögen oder durch den
weniger wiederholten Lichtbogen zu dem Gewebe an derselben
Stelle erzeugt. Die kleineren Lichtbogenlöcher haben einen
relativ kleinen Durchmesser oder Querschnitt und eine rela
tiv geringe Tiefe im Vergleich zu den größeren Lichtbogenlö
chern. Beträchtliche Abweichungen in der Querschnittsgröße
und in der Tiefe treten zwischen den großen und den kleinen
Lichtbogenlöchern auf. Beträchtliche Abweichungen existieren
im Abstand und in den Gewebemengen zwischen den großen und
kleinen Lichtbogenlöchern, was die beträchtlichen Abweichun
gen in der Oberflächenverteilung der Löcher verursacht.
Thermische Nekrose (Gewebstod) tritt in dem Gewebe zwischen
den Lichtbogenlöchern auf. Der Grad der thermischen Nekrose
variiert zwischen totaler Verkohlung zwischen den engeren Ab
stand aufweisenden größeren Löchern und Nekrose ohne Verbren
nung oder Verkohlung zwischen den größeren Abstand aufweisen
den kleineren Lichtbogenlöchern.
Der erzeugte Schorf hat zwei verschiedene Schichten oberhalb
des unbeeinflußten, lebensfähigen Gewebes. Ein Lichtbogenloch-
Reticulum (Geflecht) des Gewebes, das Nekrose ausgesetzt ist,
wird durch das Muster der Lichtbogenlöcher erzeugt, und die
ses Lichtbogenloch-Reticulum erstreckt sich bis in eine in
den Fig. 3A und 3B mit der Bezugszahl 30 bezeichnete Tiefe
oder Schicht. Das Lichtbogenloch-Reticulum 30 erstreckt sich
in den Bereichen der tieferen Lichtbogenlöcher bis in größere
Tiefen und in den Bereichen der seichteren Lichtbogenlöcher
bis in wesentlich seichtere Tiefen. Aufgrund der regellosen
Verteilung und Tiefe der Lichtbogenlöcher ist das Lichtbogen
loch-Reticulum in der Tiefe relativ ungleichmäßig. Beträcht
liche Variationen in der Tiefe der Lichtbogenloch-Reticulum
schicht sind typisch. Eine Schicht 32 thermisch ausgetrockne
ten Gewebes befindet sich unter der Lichtbogenloch-Reticulum
schicht 30. Gewebenekrose in der Schicht 32 tritt als Ergebnis
von Desikkation aufgrund der Stromwärmeeffekte der von den
Lichtbögen ausgehenden elektrischen Energie auf. Die Desikka
tionsschicht 32 ist hinsichtlich Tiefe und Lage ebenfalls un
gleichmäßig, und zwar aufgrund der ungleichförmigen Beauf
schlagung mit der Lichtbogenenergie über der Lichtbogenloch-
Reticulumschicht 30. Beträchtliche Variationen in den Tiefen
der Desikkationsschicht sind ebenfalls typisch.
Über einem gegebenen Gewebebereich werden manche Stellen,
beispielsweise die auf der rechten Seite in Fig. 3A gezeig
ten, durch die Lichtbogenenergie nur mäßig beeinflußt. Es er
geben sich ein dünnes Lichtbogenlochreticulum und eine dünne
Desikkationsschicht. In anderen Bereichen, wie beispielsweise
den auf der linken Seite in Fig. 3B gezeigten, wird ein rela
tiv dicker Schorf gebildet. Sehr dicke verkohlte Schorfe sind
zerbrechlich und neigen zum Reißen, wenn sie gebogen werden,
was üblicherweise zu erneutem Bluten aus dem unbeeinflußten
Gewebe an einer Stelle 34 unter der Desikkationsschicht führt.
Dünne Schorfe sind biegsamer und deshalb erwünschter, es ist
bislang aber schwierig gewesen, ausreichende Koagulations
wirkungen von dünnen Schorfen aus zu erzielen.
Ursachen des ungleichmäßigen Schorfs, der durch die bekannten
Fulgurationsvorrichtungen erzeugt wird, sind nicht mit Gewißheit
bekannt, zahlreiche Faktoren spielen aber theoretisch eine
Rolle. Einer der bedeutsameren Faktoren sind wahrscheinlich
Änderungen in der Impedanz in der Lichtbogenbahn zwischen
der aktiven Elektrode und dem Gewebe. Impedanzänderungen kön
nen aus Variationen in der Strecke resultieren, über die sich
die Lichtbögen durch die Luft bewegen, und zwar aufgrund von
Änderungen im Ionisationspotential zwischen der aktiven Elek
trode und dem Gewebe. Dem Chirurgen ist es praktisch unmög
lich, die aktive Elektrode in gleicher Entfernung von dem Ge
webe zu halten, insbesondere wenn das Gewebe sich aufgrund von
Pulsation oder aufgrund von Faltenbildung und Schwellung als
Ergebnis der Zufuhr der elektrischen Energie bewegt. Der Licht
bogen von regellosen Stellen an der aktiven Elektrode aus er
zeugt auch unterschiedlich lange Lichtbogenbahnen und daher
unterschiedliche Impedanzen. Die kombinierte Impedanz des Ge
webes und des Schorfs ändert sich mit der Zufuhr von elektri
scher Energie. Das Verdampfen der Zellen und die Verdunstung
der Feuchtigkeit in den Zellen ändern die relative Impedanz
örtlich von einem Punkt zum anderen auf der Oberfläche des Ge
webes. Die Bildung des verbrannten oder verkohlten Materials
beeinflußt ebenfalls die Lichtbogenwege und fördert die Ge
legenheit, daß anschließende Lichtbögen an derselben Stelle
zum Gewebe zurückkehren und dadurch das bereits vorhandene
Lichtbogenloch vergrößern und noch weitere Verbrennung hervor
rufen.
Ein weiteres Problem bei der herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung be
steht darin, daß es schwierig, wenn nicht gar unmöglich ist,
eine wirksame Fulguration an Gefäß- oder schwammigem Gewebe,
beispielsweise der Leber oder der Milz, oder an anderen Geweben
zu erzielen, bei denen die Tendenz besteht, daß Blut ständig
aus dem äußerst entwickelten Gefäßnetzwerk innerhalb des Ge
webes über die Oberfläche sickert. Oft wird nur die Oberfläche
des sickernden Blutes koaguliert, ohne daß bis zu der Oberfläche
des Gewebes unter der Blutschicht vorgedrungen wird. Eine ober
flächliche geronnene Masse ergibt sich an der Oberfläche des
Blutes, aber diese geronnene Masse löst sich schnell ab, was zu
nur vorübergehender Blutstillung führt. Selbstverständlich geht
das Bluten weiter, wenn sich die vorübergehende geronnene Masse
ablöst. Selbst wenn eine Koagulationswirkung an der Gewebeober
fläche erzeugt werden kann, wird diese durch die Lichtbögen
leicht zerstört oder perforiert, welche zu denselben Stellen
zurückkehren und die längeren, tieferen Lichtbogenlöcher verur
sachen. Die tieferen Lichtbogenlöcher perforieren den Schorf
und erstrecken sich bis in das lebensfähige Gewebe unterhalb des
Schorfs, so daß ein Weg für fortgesetztes Bluten geschaffen wird.
Die Wärme, die durch die Lichtbögen erzeugt wird, verursacht
Sieden der Feuchtigkeit unterhalb des Schorfs, und der Druck des
sich ergebenden Dampfes kann ebenfalls den Schorf zerreißen und
das Bluten wieder einleiten.
Außer den Gewebenachteilen bei Verwendung der herkömmlichen elektrochirurgi
schen Fulgurationsvorrichtung existieren gewisse andere praktische Pro
bleme. Die Lichtbogenbildung von der aktiven Elektrode aus
vergrößert schnell die Temperatur der aktiven Elektrode. Die
Elektrodenerwärmung ist für eine Anzahl von Problemen verant
wortlich. Wenn die erhitzte aktive Elektrode das Gewebe be
rührt, was unvermeidlich der Fall sein wird, oder wenn die
aktive Elektrode in Flüssigkeit, wie beispielsweise Blut, ein
getaucht wird, werden Proteine aus dem Gewebe oder dem Blut
denaturiert und kleben an der aktiven Oberfläche der Elektrode.
Das Aufbauen von verbranntem Material an der Elektrode erzeugt
später eine ausreichend hohe Impedanz, so daß eine ausreichen
de Leistung nicht länger zugeführt werden kann. Der Chirurg muß
ständig die Elektrode durch Abwischen oder Abschaben des ver
brannten Materials reinigen, was die Operation unterbricht, den
Chirurg von ihr ablenkt und die Operation verlängert. Frisch er
zeugte Schorfe können bei dem Versuch, eine klebende Elektrode
von der Gewebeoberfläche zu lösen, losgerissen werden. Die re
gellose Ansammlung von verbranntem Material an der aktiven
Elektrode erzeugt eine regellosere Zufuhr der Lichtbogenenergie,
wodurch das regellose Zufuhrmuster noch weiter gesteigert wird.
Wegen der Variabilität der Impedanz des verbrannten Materials
ist eine gleichmäßige Energiezufuhr schwierig oder unmöglich.
Das Ansammeln des verbrannten Materials kann dem Chirurg den
Blick auf die Operationsstelle verstellen. Die Temperatur der
aktiven Elektrode kann ausreichend hohe Werte erreichen, um
schmelzflüssiges Metall aus der Elektrode in den Patienten zu
übertragen, wodurch fragwürdige Wirkungen erzeugt werden. Weil
die Elektrode das Gewebe berührt, besteht die Gefahr einer ge
genseitigen Verunreinigung zwischen lebensfähigen Geweben und
toten Geweben. Obgleich die klinischen Probleme, die mit der
gegenseitigen Verunreinigung verbunden sind, gegenwärtig noch
nicht völlig verstanden werden, liegen die Vorteile des Elimi
nierens der genannten Möglichkeit auf der Hand. Eine beträcht
liche Rauchfahne ergibt sich ebenfalls durch das Verbrennen von
Gewebe, und zwar wegen der umgebenden Luft, in der die elektro
chirugische Operation stattfindet. Die Rauchfahne erzeugt nicht
nur giftige Dämpfe, sondern es können auch Teilchen in der
Rauchfahne, die von verbrennendem Gewebe herrührt, gefährliche
Chemikalien, Viren, Bakterien, Tumor bildende Zellen und andere
Gefahren enthalten. Selbstverständlich birgt die Sauerstoffum
gebung, in der die Elektrochirurgievorrichtung herkömmlicherweise be
nutzt wird, die Gefahr in sich, daß Papierlaken, chirugische
Schwämme und dgl. in Brand gesetzt werden.
Einige der typischen Probleme, die mit dem Erzeugen und Zufüh
ren der Lichtbögen bei der herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung ver
bunden sind, können verbessert werden, indem die Betriebs- und
andere Kenngrößen des Elektrochirurgiegenerators optimiert wer
den. Die US-PS 4 429 694 beschreibt einen verbesserten Elektro
chirurgiegenerator, der einige der beschriebenen Nachteile
während der Fulguration verringert. Durch die herkömmliche
elektrochirurgische Ausrüstung können jedoch viele
der Nachteile nicht vermieden und viele der Kenngrößen nicht ver
bessert werden, und zwar wegen der Beschränkungen, die der
Elektrochirurgie innewohnen.
Die herkömmliche Vorrichtung zum Erzielen von thermischer Desik
kation unter Verwendung eines herkömmlichen Elektrochirurgie
generators führt elektrische Energie von einer ebenen
Oberfläche der aktiven Elektrode aus zu, welche mit dem
Gewebe in Kontakt gebracht wird. Eine elektrische Widerstands
heizwirkung wird durch den Strom erzeugt, der von der aktiven
Elektrode aus in das Gewebe fließt. Weil die aktive Elektrode
die Gewebeoberfläche auf einer relativ großen Fläche berührt,
ist das Auftreten von Lichtbogenbildung nicht beabsichtigt. Zum
Ausbreiten der Wirkung der thermischen Desikkation über eine
größere Fläche wird die aktive Elektrode von Stelle zu Stelle
bewegt. Es ist sehr schwierig, einen Energiewert zuzuführen,
durch den thermische Desikkation erzielt wird, der aber nicht
bewirkt, daß das Gewebe an der ebenen Oberfläche der aktiven
Elektrode klebt oder daß Lichtbogenbildung von der aktiven Elek
trode aus zu den nichtberührten Oberflächen stattfindet. Die
thermischen Desikkationswirkungen sind ungleichmäßig verteilt,
weil die aktive Elektrode von Stelle zu Stelle bewegt wird. Das
Überlappen der Energiezufuhrstellen kann die Wahrscheinlichkeit
steigern, daß das Gewebe kleben bleibt, und die Auswirkungen
variabler Tiefe vergrößern. Selbstverständlich ist das Bewegen
der aktiven Elektrode von Stelle zu Stelle sehr zeitraubend bei
einer Operation, wo Zeit sehr wichtig oder kritisch ist.
Die bekannte Desikkationsvorrichtung kann nur angewandt werden, um
Oberflächendesikkationswirkungen hervorzurufen. Weiter haben
die Unmöglichkeit der genauen Steuerung der zugeführten Leistung,
die Gewebeklebwirkungen und dgl. die Anwendung der Elektro
chirurgievorrichtung bei sehr dünnem, zerbrechlichen Gewebe, wie
beispielsweise dem Gekröse, verhindert.
Vor diesem kurz beschriebenen Hintergrund der bestehenden Nach
teile und Probleme der bekannten Elektrochirurgievorrichtungen
können die Vorteile und Verbesserungen der Erfindung besser ab
geschätzt werden.
Die elektrochirurgische Vorrichtung zum Erzielen von Koagula
tion gemäß der Erfindung leitet ein vorbestimmtes
ionisierbares Gas in einem gerichteten oder insgesamt lami
naren Strahl zu dem Gewebe mit einer vorbestimmten Strömungs
geschwindigkeit, die ausreicht, um natürliche Flüssigkeiten von
dem Gewebe zu entfernen und das darunterliegende Gewebe im
wesentlichen freizulegen, und leitet gleichzeitig elek
trische Energie in einem vorbestimmten primären HF-Bereich in
dem Gasstrahl über ionisierte, elektrisch leitende Wege. Zum
Erzielen von Fulguration wird die elektrische Energie in Form
von Lichtbögen auf den ionisierten Wegen geleitet. Zum Erzielen
von Desikkation wird die elektrische Energie auf den ionisierten
Wegen als keinen Lichtbogen bildender, diffuser Strom geleitet.
Der Schorf, der aus der Fulguration resultiert, ist im Vergleich
zu dem Schorf wesentlich verbessert, der durch die typische be
kannte elektrochirurgische Fulgurationsvorrichtung erzeugt wird und dieselbe
Blutstill- oder Koagulationswirkung ergibt. Der Fulgurations
schorf, der durch die Erfindung erzeugt wird, ist durch ein
äußeres, eine insgesamt gleichmäßige Tiefe aufweisendes Reti
culum von mittels Lichtbogen erzeugten Löchern gekennzeichnet,
die das Gewebe von einer Oberfläche des Schorfs aus durchdrin
gen; Lichtbogenlöcher, die eine geringere Größe haben, in
größerer Anzahl vorhanden sind, eine vergleichbarere oder
gleichmäßige Querschnittsgröße haben und über der Oberfläche
des Schorfs wesentlich gleichmäßiger räumlich verteilt sind;
und eine größere Wanddicke des Gewebes zwischen benachbarten
Lichtbogenlöchern, die Biegsamkeit ohne Rißbildung ergibt. Unter
dem Lichtbogenlochreticulum existiert eine thermisch ausge
trocknete Schicht insgesamt gleichermäßiger Tiefe, die das
Lichtbogenlochreticulum von unbeeinflußtem Gewebe trennt. Die
thermische Desikkations- oder Austrocknungsschicht des Fulgu
rationsschorfs, die aufgrund der Erfindung verfügbar ist, ist
auch im Vergleich zu der thermischen Desikkationsschicht eines
Schorfs, der durch bekannte Fulgurationsvorrichtungen erzeugt wird,
in der Tiefe seichter. Darüber hinaus ist der Fulgurationsschorf,
der durch die Erfindung erzeugt wird, weiter praktisch durch
das Nichtvorhandensein von Verbrennung und Verkohlung in dem
Lichtbogenlochreticulum gekennzeichnet.
Die eine kleinere Größe aufweisenden, seichteren, gleichmäßiger
verteilten Lichtbogenlöcher aktivieren wirksam die Koagulation
in dem Blut und ergeben die notwendige Reticulumstruktur zum
Abstützen der geronnenen Masse. Die geringere Tiefe sowohl des
Lichtbogenlochreticulums als auch der thermischen Desikkations
schicht ergeben größere Biegsamkeit und Nachgiebigkeit des
Schorfs und eine vergleichbare Verringerung der Möglichkeit
einer Rißbildung, die zu erneutem Bluten führen würde. Die
gleichmäßigere Tiefe des Fulgurationsschorfs ergibt außerdem
effektivere Koagulations- und Gewebewirkungen über der Ober
fläche des Gewebes. Die geringere Tiefe des Fulgurationsschorfs,
die sich durch die Anwendung der Erfindung ergibt, verursacht
weniger Gewebezerstörung und gewährleistet trotzdem das Erzielen
einer besseren Koagulation.
Die Desikkationskoagulationsvorrichtung nach der Erfindung ergibt eine
gänzlich neue elektrochirurgische Wirkung und führt
zur Erzeugung eines Desikkationsschorfs, der durch eine einzel
ne Gewebeschicht gekennzeichnet ist, welche thermischer Nekrose
und Desikkation bis zu dem Ausmaß ausgesetzt worden ist, wo sie
das darunterliegende unbeeinflußte Gewebe im wesentlichen ver
schließt. Im Vergleich zu den bekannten Vorrichtungen zur thermi
schen Desikkationskoagulation ist die thermisch ausgetrocknete
Schicht des Schorfs, die aufgrund der Erfindung erzielt wird,
relativ dünn und in der Tiefe gleichmäßig. Sie ist gekennzeich
net durch das Nichtvorhandensein von Perforationen, die durch
die elektrische Energie erzeugt werden. Der Kopplungseffekt des
diffusen, keinen Lichtbogen bildenden Stroms mit dem Gewebe ist
gering, was gestattet, die Desikkationsvorrichtung nach der Erfin
dung bei chirurgischen Prozeduren anzuwenden, wo eine Elektro
chirurgievorrichtung bislang nicht erfolgreich eingesetzt worden ist, wie
beispielsweise bei dünnem Gewebe wie dem Gekröse und in der
Mikrochirurgie.
Die Strömungsgeschwindigkeit des Gasstrahls sollte ausreichend
sein, damit Flüssigkeiten von dem Gewebe entfernt werden, so
daß der Schorf in dem Stroma oder der Tragstruktur des Gewebes
gebildet werden kann statt oben auf der Flüssigkeit, die das
Gewebe bedeckt. Zum Erzeugen von zufriedenstellenden Schorfeigen
schaften und um eine gute Arbeitsweise mit der Vorrichtung nach der Erfindung
zu erzielen, sollte ein Elektrochirurgiegenerator, der dem Gas
strahl die elektrische Energie liefert, eine relativ breite
Innenimpedanzkennlinie haben. Die Impedanzkennlinie sollte dazu
führen, daß ausreichend Leistung in Flüssigkeiten oder in mit
Flüssigkeit benetztes Gewebe am unteren Ende der Generatorimpe
danzkurve eingebracht wird, obgleich der Gasstrahl normalerweise
die Flüssigkeiten von der Gewebeoberfläche entfernen wird. Die
Impedanzkennlinie sollte auch zur Übertragung von ausreichender
Leistung am oberen Ende der Generatorimpedanzkurve führen, um
das Gas zu ionisieren, daß mit der vorbestimmten Strömungsge
schwindigkeit strömt, wenn der Gasstrahl ausreichenden Abstand
von dem Gewebe hat, um irgendeine operative Einwirkung auf das
Gewebe zu vermeiden. Allgemein sollte sich das obere Ende der
Impedanzübertragungskennlinie des Generators ungefähr zwei
bis dreimal über den typischen oberen Impedanzbereich einer
bekannten elektronischen elektrochirurgischen Fulgurationsvor
richtung hinaus erstrecken.
Viele andere bedeutsame Merkmale sowie viele Verbesserungen ge
genüber den bekannten Koagulationsvorrichtungen weist die Erfin
dung auf. Diese verschiedenen Merkmale und Verbesserungen sind
vollständiger in der folgenden ausführlichen Beschreibung der
bevorzugten Ausführungsform in Verbindung mit den Zeichnungen
erläutert. Es zeigt
Fig. 1 eine vergrößerte Draufsichtsfoto
grafie von Kaninchenlebergewebe,
fulguriert durch eine herkömmliche
bekannte Elektrochirurgievorrichtung
unter Verwendung der Erfindung, die
aus der US-PS 44 29 694 bekannt ist,
wobei die Koagulationswirkungen dar
gestellt sind, die an dem Gewebe
durch eine als beste anzusehende
bekannte elektrochirurgische Fulgu
rationsvorrichtung erzeugt werden,
Fig. 2 eine vergrößerte Draufsichtsfoto
grafie von Rinderlebergewebe, ful
guriert durch eine herkömmliche be
kannte Elektrochirurgievorrichtung unter
Verwendung der Erfindung, die in der
US-PS 44 29 694 beschrieben ist,
welche Koagulationswirkungen veran
schaulicht, die an dem Gewebe durch
die als beste anzusehende bekannte
elektrochirurgische Fulgurationsvorrich
tung erzeugt werden, wobei eine dünne
Schicht des Gewebes in einem von
hinten beleuchteten Zustand darge
stellt ist,
Fig. 3A und 3B vergrößerte Fotografien von Quer
schnitten von Kaninchenlebergewebe
ähnlich dem in Fig. 1 gezeigten,
das ebenso wie das in Fig. 1 gezeig
te fulguriert worden ist, aber ent
nommen an anderen Stellen aus einem
einzigen Gewebestück, wobei durch
darauf eingezeichnete Linien die
Tiefe von verschiedenen Koagulations
wirkungen von der Oberfläche des Ge
webes aus veranschaulicht ist,
Fig. 4 eine schematisierte Darstellung
einer Elektrochirurgievorrichtung nach
der Erfindung, die einen Elektro
chirurgiegenerator, eine Gasversor
gungseinrichtung, ein Handstück und
einen Gewebeabschnitt zur Verdeut
lichung im Querschnitt zeigt,
Fig. 5 in auseinandergezogener Darstellung
die Hauptteile einer tatsächlichen
Ausführungsform des in Fig. 4 allge
mein gezeigten Handstücks,
Fig. 6 eine Schnittansicht längs einer Achse
des vorderen Teils eines Handstücks, das
aus den in Fig. 5 gezeigten Elemen
ten zusammengebaut ist,
Fig. 7 eine Querschnittansicht im wesent
lichen nach Linie 7-7 in Fig. 6,
Fig. 8 eine Querschnittansicht im wesent
lichen nach der Linie 8-8 in Fig. 6,
Fig. 9 eine Querschnittansicht im wesent
lichen nach der Linie 9-9 in Fig. 6,
Fig. 10 als Schema und als Blockschaltbild
die Gasversorgungseinrichtung nach
Fig. 4 und als Blockschaltbild einen
Teil des Elektrochirurgiegenerators
nach Fig. 4, der mit der Gasversor
gungseinrichtung zusammenwirkt,
Fig. 11A und 11B axiale Schnittansichten einer Buchse
und eines Steckers, mittels welchen
ein Kabel, das zu dem Handstück führt,
mit dem Elektrochirurgiegenerator und
mit der Gasversorgungseinrichtung
nach Fig. 4 verbunden wird,
Fig. 12 ein Blockschaltbild der Elemente des
Elektrochirurgiegenerators und der
Gasversorgungseinrichtung nach Fig. 4,
Fig. 13 als Schaltbild und als Blockschalt
bild das Fronttafelsteuerelement des
in Fig. 12 gezeigten Elektrochirurgie
generators,
Fig. 14 als Blockschaltbild und als Logik
diagramm das Logiksteuerelement des
in Fig. 12 gezeigten Elektrochirurgie
generators,
Fig. 15 als Schaltbild und als Blockschalt
bild das Stromversorgungselement des
Elektrochirurgiegenerators nach Fig. 12,
Fig. 16 ein Blockschaltbild und Logikdia
gramm des Stromversorgungssteuer
elements des Elektrochirurgiegene
rators nach Fig. 12,
Fig. 17 ein Schaltbild, Blockschaltbild
und Logikdiagramm des HF-Treiber
elements des Elektrochirurgiegene
rators nach Fig. 12,
Fig. 18 ein Schaltbild und Blockschaltbild
des Resonanzausgangsschaltungsele
ments des Elektrochirurgiegenerators
nach Fig. 12,
Fig. 19 ein Blockschaltbild und Logikdia
gramm des Lichtbogenmeßschaltungs
elements des Elektrochirurgiegene
rators nach Fig. 12,
Fig. 20 ein statisches Belastungsdiagramm
der Ausgangsleistung über der nicht
induktiven Widerstandsbelastung, das
die Impedanzkennlinien der Elektro
chirurgievorrichtung nach der Erfindung
im Vergleich zu zwei bekannten
Elektrochirurgiegeneratoren veran
schaulicht,
Fig. 21 eine vergrößerte Draufsichtsfotografie
von Kaninchenlebergewebe, fulguriert
durch die Elektrochirurgievorrichtung
nach der Erfindung, die die verbes
serten Fulgurationskoagulationswir
kungen aufgrund der Erfindung veran
schaulicht,
Fig. 22 eine vergrößerte Draufsichtsfoto
grafie von Rinderlebergewebe,
fulguriert durch die Elektrochirurgie
vorrichtung nach der Erfindung, wo
bei eine dünne Schicht des Gewebes
in von hinten beleuchtetem Zustand
dargestellt ist,
Fig. 23A und 23B vergrößerte Fotografien von Quer
schnitten von Kaninchenlebergewebe
ähnlich dem in Fig. 21 gezeigten
und fulguriert ähnlich wie das in
Fig. 21 gezeigte, entnommen an un
terschiedlichen Stellen aus einem
einzigen Gewebestück, in welchen
durch Linien die Tiefe von verschie
denen Koagulationswirkungen von der
Oberfläche des Gewebes aus markiert
ist,
Fig. 21, 22, 23A und 23B in mit den Fig. 1, 2, 3A bzw. 3B
vergleichbarer Form die beschriebe
nen Wirkungen,
Fig. 24 eine vergrößerte Draufsichtsfotogra
fie von Kaninchenlungengewebe, das
durch die Elektrochirurgievorrichtung
nach der Erfindung über einem Haupt
teil des dargestellten Lungengewebes
thermisch ausgetrocknet worden ist,
Fig. 25 eine vergrößerte Fotografie eines
Querschnitts von Rattenlebergewebe,
das durch die Elektrochirurgievorrichtung
nach der Erfindung ausgetrocknet
worden ist, wobei durch eine darauf
markierte Linie die Tiefe der Koagu
lations- und Desikkationswirkung
bezüglich der Oberfläche des Gewe
bes veranschaulicht ist, und
Fig. 24 und 25 die Desikkationskoagulationswir
kungen, die durch die Erfindung er
zielt werden.
Eine Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfindung ist in ih
rer Gesamtheit in Fig. 4 dargestellt und mit 40 bezeichnet. Die
Elektrochirurgievorrichtung 40 weist drei Hauptbestandteile auf,
ein Handstück 42, das durch den Chirurgen gehandhabt wird, eine
Gasversorgungseinrichtung 44 und einen Elektrochirurgiegenera
tor 46. Eine flexible Schnur 48 verbindet die Gasversorgungsein
richtung 44 und den Elektrochirurgiegenerator 46 mit dem Hand
stück 42. Die Gasversorgungseinrichtung 44 fördert ein vorbe
stimmtes Gas über mehrere einzelne Kanäle oder Hohlräume 50 in
der Schnur 48 zu dem Handstück 42. Das Gas tritt aus einer Düse
52 des Handstücks 42 in einem gerichteten oder im wesentlichen
laminaren Strom oder Strahl 54 aus. Der Elektrochirurgiegenera
tor 46 liefert elektrische Energie über einen Versorgungsleiter
56 der Schnur 48 zu dem Handstück 42. Der Leiter 56 ist in dem
Handstück mit einer nadelartigen Elektrode 58 elektrisch verbun
den, die sich in die Düse 52 erstreckt. Die elektrische Energie,
die durch den Elektrochirurgiegenerator 46 geliefert wird, hat
eine vorbestimmte Größe, die ausreicht, um das durch die Düse 52
strömende Gas zu ionisieren und ionisierte Bahnen in dem Strahl
54 zu erzeugen. Die elektrische Energie bewegt sich auf den io
nisierten Bahnen in dem Strahl 54 zu einem Körpergewebe 62, wo
sie eine vorbestimmte elektrochirurgische Wirkung an dem Gewebe
62 hervorruft.
In der Fulgurationsbetriebsart der Elektrochirurgievorrichtung,
die hier auch als "Makro"-Betriebsart bezeichnet wird, wird elek
trische Energie auf den ionisierten Bahnen in Form von Lichtbögen
60 übertragen. Die Lichtbögen 60 bewegen sich in dem Strahl 54,
bis sie das Gewebe 62 an der Operationsstelle erreichen. Der
Strahl 54 erweitert sich etwas über der Oberfläche des Gewebes
62, und die Lichtbögen 60 verteilen sich über eine etwas größe
re Fläche des Gewebes im Vergleich zu der Querschnittsfläche
des Strahls 54. Die elektrische Energie der Lichtbögen wird in
das Gewebe 62 übertragen und erzeugt das obere Lichtbogenloch
reticulum oder die obere Lichtbogenlochschicht 30 und eine aus
getrocknete Schicht 32 darunter. Das Lichtbogenlochreticulum 30
und die ausgetrocknete Schicht 32 sind in Fig. 4 schematisch
dargestellt, aber den tatsächlichen Verhältnissen mehr entspre
chend in den Fig. 21, 22, 23A und 23B gezeigt, welche unten
ausführlicher beschrieben sind.
In der Austrocknungsbetriebsart der Elektrochirurgievorrichtung,
die hier auch als "Mikro"-Betriebsart bezeichnet wird, übertra
gen die ionisierten Bahnen in dem Strahl 54 elektrische Energie
von der Elektrode 58 aus als einen elektrisch leitenden Strom,
der keinen Lichtbogen bildet. Ein schwacher Kopplungseffekt
wird an dem Gewebe erzeugt, der keine Löcher in dem Gewebe ver
ursacht, weil keine Lichtbögen vorhanden sind. Wie im folgenden
noch ausführlicher beschrieben wird eine austrocknende elektro
chirurgische Wirkung erzeugt, und es wird nur eine Desikka
tionsschicht ähnlich der in Fig. 4 schematisch gezeigten
Schicht 32 an der Oberfläche des Gewebes gebildet. Die tatsäch
lichen Austrocknungswirkungen sind in den Fig. 24 und 25 ge
zeigt, die unten ausführlicher beschrieben sind. Die normale
unbeeinflußte Gewebestruktur 34 ist unter der Austrocknungs
oder Desikkationsschicht 32 vorhanden. Der Strahl erweitert
sich etwas an der Oberfläche des Gewebes, um den keinen Licht
bogen bildenden elektrischen Strom über eine etwas größere Flä
che des Gewebes im Vergleich zu der Querschnittsgröße des
Strahls zu koppeln. Dieser Typ von austrocknender elektrochi
rurgischer Koagulationswirkung ist auf dem Gebiet der Elektro
chirurgie bislang nicht erzielbar gewesen. Die Austrocknungs
wirkungen an dem Gewebe bieten die Möglichkeit, wesentlich neue
und andere Typen von elektrochirurgischen Prozeduren durch die
Verwendung einer Elektrochirurgievorrichtung ausführen zu kön
nen.
Die elektrische Energie, die über den Strahl 54 geliefert wird,
bewegt sich durch das Gewebe 62 zu einer Rückleitungselektrode
oder Patientenplatte 70, welche mit dem Gewebe 62 in Kontakt
ist. Die Patientenplatte 70 ist durch einen elektrischen Rück
leiter 72 mit dem Elektrochirurgiegenerator 46 verbunden. Ein
vollständiger elektrischer Stromkreis ist somit vorhanden, um
die Energie von dem Elektrochirurgiegenerator 46 zu dem Hand
stück 42, über den Strahl 54 zu dem und über das Gewebe 62, zu
der Patientenplatte 70 und über den Rückleiter 72 zu dem Elek
trochirurgiegenerator 46 zu leiten.
Zum Feststellen eines richtigen Betriebszustands innerhalb des
Handstücks 42 wird ein Teil des zu dem Handstück geleiteten
Gases in einem Meßhohlraum 74 der Schnur 48 zurückgeleitet.
Die Eigenschaften des Gases in dem Meßhohlraum 74 werden durch
die Gasversorgungseinrichtung 44 festgestellt, um gewissen Be
triebszustände herzustellen, bevor die elektrische Energie über
den Versorgungsleiter 56 dem Handstück 42 zugeführt wird.
Die Einzelheiten und die Bedeutung, die das Handstück 42, die
Gasversorgungseinrichtung 44, der Elektrochirurgiegenerator 46,
die Eigenschaften des Strahls 54 und der in dem Strahl gekop
pelten Energie und die Eigenschaften der Gewebeeinwirkungen
und andere resultierende physiologische Konsequenzen für die
Erfindung haben, sind im folgenden beschrieben.
Das Handstück 42 weist gemäß der Darstellung in den Fig. 5
und 6 eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100, eine
Kupplungseinrichtung 102 und einen Griff 104 auf. Die Schnur
48 erstreckt sich von der Gasversorgungseinrichtung 44 und von
dem Elektrochirurgiegenerator 46 aus (Fig. 4) in das hintere
Ende des offenen Innenraums des Griffes 104. Die Kupplungsein
richtung 102 verbindet die Düsen- und Elektrodenhalteeinrich
tung 100 mit dem Ende der Schnur 48 innerhalb des Griffes 104.
Der Griff 104 trägt insgesamt die Elemente innerhalb des Hand
stücks und wird bei Benutzung des Handstücks 42 ergriffen.
Die Kupplungseinrichtung 102 weist einen Schnurhalter 106 auf,
der mit dem vorderen Ende der Schnur 48 verbunden ist. Der
Schnurhalter 106 weist mehrere nach hinten weisende Rohre 108
mit Durchlässen 110 auf. Jedes Rohr 108 wird in einen der Hohl
räume 50 und 74 der Schnur 48 eingeführt. Die Durchlässe 110
leiten das Gas in den Hohlräumen 50 und 74 durch den Schnurhal
ter 106. Eine zentrale Öffnung 112 ist in dem Schnurhalter 106
gebildet, und der elektrische Leiter 56 der Schnur 48 erstreckt
sich durch die zentrale Öffnung 112. Ein Klebstoff wird auf die
äußere Oberfläche der Rohre 108 und auf die Innenseite der
zentralen Öffnung 112 aufgetragen, um die Schnur 48 zu befesti
gen.
Der Versorgungsleiter 56 der Schnur 48 erstreckt sich an dem
Schnurhalter 106 vorbei. Ein elektrischer Stecker 114 ist mit
dem vorderen Ende des Leiters 56 elektrisch verbunden. Der
elektrische Stecker 114 ist vor der vordersten Oberfläche des
Schnurhalters 106 angeordnet. Gemäß der Darstellung in Fig. 6
ist der elektrische Stecker 114 in eine Buchse 116, die in ei
nem hinteren Wand- oder Trennwandteil 118 einer Kupplungshülse
119 der Kupplungseinrichtung 102 gebildet ist, eingepaßt und
darin festgehalten. Eine Schulter 120 an dem vorderen Ende der
Buchse 116 verhindert, daß der elektrische Stecker 114 während
der Benutzung des Handstücks nach vorn aus der Kupplungshülse
119 herausgezogen wird.
Die Kupplungshülse 119 hält den elektrischen Stecker 114 und
den Schnurhalter 106 in ihrer Lage im Inneren des Griffes 104
fest, und zwar als Ergebnis des Einführens der Kupplungshülse
119 in das vordere offene Ende des Griffes 104. Der Griff 104,
der vorzugsweise aus Silikonschlauch hergestellt ist, wird in
einer chemischen Substanz aufgeweitet, damit die Kupplungshül
se 119 in das Griffinnere paßt, und nach dem Entfernen aus der
chemischen Substanz kehrt der Griff 104 zu seiner ursprüngli
chen Größe zurück. Eine Schulter 122 des Griffes 104 berührt
eine entsprechend geformte kreisringförmige Rippe 124 der
Kupplungseinrichtung, um das Herausziehen der Kupplungshülse
119 zu verhindern.
Öffnungen 126 sind in dem Trennwandteil 118 an Stellen gebil
det, die den Durchlässen 110 in dem Halter 106 entsprechen und
auf diese ausgerichtet sind. Die Öffnungen 126 setzen daher die
Leitungen für das Gas in den Hohlräumen 50 und 74 nach vorn
durch den Trennwandteil 118 hindurch fort.
Ein verbindendes Dichtungsteil 128 wird durch das vordere offe
ne Ende der Kupplungshülse 119 eingeführt, bis es den Trenn
wandteil 118 berührt. Das Dichtungsteil 128 weist mehrere nach
hinten weisende Rohrfortsätze 130 auf, die in die Öffnungen 126
in dem Trennwandteil 118 passen. Kanäle 132 sind in dem Dich
tungsteil 128 und den Rohrfortsätzen 130 gebildet, um das Gas
aus den Hohlräumen 50 nach vorn in den Innenraum 134 der Düsen-
und Elektrodenhalteeinrichtung 100 zu leiten. Eine zentrale
Öffnung 136 ist auch in dem Dichtungsteil 128 in Ausrichtung
auf den elektrischen Stecker 114 gebildet. Das hintere Ende der
Elektrode 58 erstreckt sich durch die zentrale Öffnung 136 und
ist mit dem Stecker 114 elektrisch verbunden. Das Dichtungsteil
128 besteht vorzugsweise aus flexiblem Silikonmaterial, und ein
gasdichter Verschluß wird um das hintere Ende der Elektrode 58
hergestellt.
Die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 hat einen vorde
ren Teil 138, der sich über das vordere Ende des Griffes 104
hinaus nach vorn erstreckt. Der Innenraum 134 des vorderen
Teils 138 leitet die hindurchströmenden Gase in einen trichter
artigen Teil 140 und in die Düse 52. Der trichterartige Teil
140 sowie die Längen- und Durchmesserbeziehung der Düse 52 be
wirken, daß die Gase die Düse 52 in einem im wesentlichen ge
richteten oder laminaren Strom oder Strahl 54 verlassen
(Fig. 4).
Die Gase in der Düse 52 umgeben das mittig angeordnete vorde
re nicht abgestützte Ende der Nadelelektrode 58 und strömen
längs desselben. Mehrere radial ausgerichtete Rippen 142 er
strecken sich axial längs eines hinteren Endteils der Düsen-
und Elektrodenhalteeinrichtung 100, wie es in den Fig. 6, 8
und 9 gezeigt ist. Die Rippen 142 tragen einen zentralen, sich
axial erstreckenden Kern 144, in welchem sich die Nadelelektro
de 58 erstreckt und starr gehaltert ist. Zusätzlich zum Haltern
des zentralen Kerns 144 und der Nadelelektrode 58 dienen die
Rippen 142 zum Kanalisieren, Richten und Glätten der Gasströ
mung zu der Düse 52. Ein Paßvorsprung 146 steht von dem vorde
ren Endteil 138 nach außen vor und faßt in einen Schlitz 147
ein, der in der Kupplungseinrichtung 102 gebildet ist, um die
Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Handstück 42
richtig auszurichten, wie es in den Fig. 5 und 8 gezeigt
ist.
Eine sektorförmige Meßplatte 148 ist mit wenigstens einer der
Rippen 142 verbunden und erstreckt sich von der Nadelelektrode
58 und dem Kern 144 am hinteren Ende der Düsen- und Elektroden
halteeinrichtung 100 aus radial und rechtwinkelig nach außen,
wie es in den Fig. 5, 6 und 9 gezeigt ist. An dem äußeren
Rand der Meßplatte 148 erstrecken sich zwei kreisförmige Vor
sprünge 150 von der Meßplatte aus nach hinten. Ein Kanal 152
erstreckt sich zwischen der Mittenausnehmung, die durch die
Vorsprüge 150 umgeben ist. Wenn die Düsen- und Elektrodenhalte
einrichtung 100 reibschlüssig eingeführt und mit der Kupplungs
einrichtung 102 verbunden ist, wie es in Fig. 6 gezeigt ist,
sind die Vorsprünge 150 auf zwei in dem Dichtungsteil 128 ge
bildete Kanäle 132 a und 132 b ausgerichtet (Fig. 5). Die Meß
platte 148 ist in fluiddichtem Kontakt mit dem Dichtungsteil
128 und stellt einen fluiddichten Durchlaß über den Kanal 152
zwischen den Kanälen 132 a und 132 b her. Der Kanal 132 a ist in
Fluidverbindung mit einem Gasversorgungshohlraum 50, und der
Kanal 132 b ist in Fluidverbindung mit dem Meßhohlraum 74
(Fig. 5).
Wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Hand
stück 42 korrekt befestigt ist, ist ein fluiddichter Durchlaß
von einem Gasversorgungshohlraum 50 aus durch das Handstück 42
und zurück über den Meßhohlraum 74 vorhanden. Der Gasdruck und
die Gasströmung werden über den Meßhohlraum 74 zurück zu der
Gasversorgungseinrichtung 44 geleitet (Fig. 4), wo der Druck
und die Strömung gemessen werden, um eine richtige Verbindung
der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 festzustellen.
Der Elektrochirurgiegenerator 46 wird elektrische Energie erst
liefern, nachdem die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100
richtig in das Handstück 42 eingeführt worden ist.
Eine elastische Dichtung 154 erstreckt sich umfangsmäßig um
einen inneren Flansch 156 der Einrichtung 100, um einen gas
dichten Verschluß zwischen der Einrichtung 100 und der Kupp
lungseinrichtung 102 herzustellen, wie es in Fig. 6 gezeigt
ist. Das Dichtungsteil 128 stellt einen fluiddichten Verschluß
um das hintere Ende der Nadelelektrode 58 her, wenn die Düsen
und Elektrodenhalteeinrichtung 100 in dem Handstück 42 befe
stigt ist, und zwar aufgrund der Elastizität des Materials,
aus dem das Dichtungsteil 128 besteht. Die Zusammendrückung
des elastischen Dichtungsteils 128 und der Dichtung 154 ergibt
eine fluiddichte Verbindung, aufgrund der der Gasstrom darauf
beschränkt wird, aus dem Hohlraum 50 in der Schnur 48 in die
Düsen- und Elektrcdenhalteeinrichtung 100 zu strömen und aus
der Düse 52 auszutreten.
Die Nadelelektrode 58 besteht vorzugsweise aus elektrisch lei
tendem metallischem Material. Vorzugsweise bestehen die ande
ren Teile der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 und der
Kupplungseinrichtung 102 aus formbarem Polysulfonkunststoff
oder elastischem Material.
Zugang zum Reinigen ist möglich, weil die Düsen- und Elektro
denhalteeinrichtung 100 aus dem Handstück 42 herausgezogen wer
den kann. Im Vergleich zu dem Aufbau als einstückige Einheit
kann das Handstück 42 zum Reinigen oder Austauschen von Teilen
zerlegt werden. Kosteneinsparungen aufgrund der Wiederverwen
dung und des Austauschs von Teilen sind ein wichtiges Merkmal
des Handstücks 42. Wenn im Verlaufe der Operation eine neue
oder andere Düseneinrichtung benötigt wird, kann sie schnell
ausgetauscht werden. Die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung
100 kann als Einwegeinrichtung ausgeführt und der übrige Teil
des Handstücks wiederholt benutzt werden. Der Teil des Hand
stücks 42 mit Ausnahme der Düsen- und Elektrodenhalteeinrich
tung 100 kann auf die beschriebene Weise hergestellt werden,
so daß er zahlreiche Sterilisationen aushält, bevor es notwen
dig wird, ihn zu ersetzen.
Zum Gewährleisten der wichtigen Eigenschaften einer entfernba
ren und/oder wegwerfbaren Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung
100 des Handstücks 42 und zum Erzielen der Sicherheit, daß der
Betrieb der Elektrochirurgievorrichtung verhindert wird, wenn
die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 nicht richtig be
festigt ist, ist die Elektrochirurgievorrichtung nach der Erfin
dung mit einer Einrichtung versehen zum Feststellen des richti
gen Anschlusses der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100
in dem Handstück 42. Die kooperative Anordnung, die sich
durch die Meßplatte 148 und die getrennten Gaszufuhr- und -meß
hohlräume 50 bzw. 74 in der Schnur 48 ergibt, führt zu beträcht
lichen und erwünschten Verbesserungen hinsichtlich der Betriebs
sicherheit einer Elektrochirurgievorrichtung des beschriebenen
Typs.
Eine weitere bedeutsame Verbesserung aufgrund des Handstücks 42
ist die Verringerung der Streukapazitätspfade. Aufgrund der Be
triebsfrequenz und der Betriebsspannung der elektrischen Ener
gie, die über den Versorgungsleiter 56 und die Elektrode 58 zu
geführt wird, besteht die Gefahr von Strahlungs- und Streuüber
tragung zur Hand des Chirurgen und in die Umgebung, was prak
tisch bei jedem Typ von Elektrochirurgievorrichtung der Fall
ist. Durch Anordnen des elektrischen Energieversorgungsleiters
56 innerhalb der und umgeben durch die Gas enthaltenden Hohl
räume 50 und 74 wird die Länge des kapazitiven Koppelpfades
zur äußeren Umgebung der Schnur maximiert. Reduktionen des
Streustroms über die Streukapazität erfolgen durch Vergrößern
der Länge des Streukapazitätsweges. Die Reduktion der Streuka
pazität ist extrem wichtig, weil die Menge an elektrischer Ener
gie, die über diesen Pfad geleitet wird, reduziert wird. Ähnli
che Reduktionen an Streukapazität auf der Länge der Schnur 48
ergeben sich ebenfalls, und zwar wegen der mittigen Lage des
Versorgungsleiters 56 in der Schnur 48.
Die Gasversorgungseinrichtung 44 ist ausführlicher in Fig. 10
gezeigt. Wenigstens eine Gasquelle 200 und vorzugsweise eine
zweite, andere Gasquelle 202 sind vorgesehen. Ein anderer Typ
von Gas wird jeweils in der Makro- und in der Mikro-Betriebs
art der Elektrochirurgievorrichtung benutzt. Leitungen 204 und
206 leiten das Gas aus den Gasquellen 200 und 202 zu einem
herkömmlichen Gaswählventil 208. Ein durch ein elektrisches
Signal betätigbarer Ventilstellantrieb 210 steuert die mecha
nischen Teile innerhalb des Ventils 208. Entsprechend dem vor
bestimmten Signal, das an den Ventilstellantrieb 210 angelegt
wird, wird Gas aus der ausgewählten Quelle 200 oder 202 über
das Gaswählventil 208 zu einem herkömmlichen Druckregler 212
geleitet. Der Druckregler 212 liefert das gewählte Gas mit ei
nem konstanten vorbestimmten Druck zu einem herkömmlichen Gas
förderventil 214. Ein Ventilstellantrieb 216 steuert das Gas
förderventil 214 derart, daß es gemäß einem an den Ventilstell
antrieb 216 angelegten elektrischen Signal geöffnet und ge
schlossen wird. Wenn das Gasförderventil 214 durch den Ventil
stellantrieb 216 in die Offenstellung gebracht wird, strömt Gas
über das Ventil 214 zu einem Filter 218. Der Filter 218 ist ein
"HEPA"-Filter, der das hindurchströmende Gas filtert und Teil
chenmaterial sowie pathogene Organismen oberhalb einer gewissen
Größe, z.B. 0,3 µm, aus ihm entfernt.
Gas aus dem Filter 218 wird einem herkömmlichen Durchflußregler
220 zugeführt. Der Durchflußregler 220 steuert den Durchfluß
oder die Gasmenge, die über ihn in eine Leitung 222 gelangt.
Das in der Leitung 222 strömende Gas wird in die Hohlräume 50
in der Schnur 48 geleitet (Fig. 4). Die Gasmenge, die durch den
Durchflußregler 220 strömt, wird in Beziehung zu einem elektri
schen Signal festgelegt, das an ihn angelegt wird.
Das Gasförderventil 214 steuert auf gewählte Weise die Zufuhr
von Gas zu dem Handstück 42. Die Signale für den Ventilstellan
trieb 216 des Gasförderventils 214 werden wahlweise durch den
Chirurgen gegeben. Die Menge an Gas, die zu dem Handstück
strömt und durch den Durchflußregler 220 festgelegt wird, wird
vom Chirurgen gemäß dem Typ der chirurgischen Prozedur und dem
Typ des Gases (aus der Quelle 200 oder 202), das während der
Prozedur benutzt wird, gewählt.
Zum Feststellen von richtigen Gasförderbedingungen, bevor elek
trische Energie dem Handstück zugeführt wird, werden der Gas
druck und die Gasförderbedingungen durch zwei Druckgeber 224
und 226 gemessen. Die Druckgeber 224 und 226 sind vor und hin
ter dem Durchflußregler 220 in den Gasströmungsweg geschaltet.
Der Druckgeber 224 liefert ein Signal entsprechend dem Druck
des dem Durchflußregler 220 zugeführten Gases. Das Vorhanden
sein des Gasdruckes an dem Druckgeber 224 zeigt an, daß die ge
wählte Quelle 200 oder 202 funktionstüchtig ist. Der Druckgeber
226 liefert ein Signal über den Druck des Gases in den Hohlräu
men 50 in der Schnur 48 und im Innenraum 134 der Düse 52 in dem
Handstück 42 (Fig. 5 und 6). Die Größe des Gasdruckes an dem
Druckgeber 226 kann verschiedene Bedingungen anzeigen. Wenn der
Gasdruck hoch ist, kann das eine blockierte Schnur oder ein
blockiertes Handstück bedeuten. Ein übermäßig niedriger Druck
kann eine abgetrennte Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100
oder eine gebrochene Schnur 48 bedeuten. Das Vergleichen der
durch die Druckgeber 224 und 226 gelieferten Signale ist eine
Technik zum Bestimmen der richtigen Gasförderbedingungen für
die Elektrochirurgievorrichtung.
Um weiter die richtige Befestigung der Düsen- und Elektroden
halteeinrichtung 100 in dem Handstück 42 (Fig. 5 und 6) zu be
stimmen, werden der Druck und die Strömungsgeschwindigkeit des
Gases in dem Meßhohlraum 74 gemessen. Der Gasdruck und die Gas
strömungsgeschwindigkeit aus dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) der
Schnur gelangen zu einer Leitung 228. Ein Druckgeber 230 lie
fert Signale, die den Druck angeben. Ein herkömmliches Ventu
rirohr 232 ist mit der Leitung 228 verbunden und liefert einem
Meßgeber 234 Signale, die die Strömungsgeschwindigkeit oder
Durchflußleistung des Gases darstellen. Durch Erzielen eines
Signals, das den Druck in dem Meßhohlraum darstellt, aus dem
Druckgeber 230 und durch Erzielen eines Signals, das die Strö
mungsgeschwindigkeit von über den Meßhohlraum zurückgeleitetem
Gas darstellt, über das Venturirohr 232 ist es möglich, festzu
stellen, ob die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 des
Handstücks 42 in dem Handstück richtig befestigt worden ist.
Die Signale aus dem Druckgeber 230 werden verringert, wenn die
Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100 nicht vollständig in
die Kupplungseinrichtung (Fig. 6) eingeführt wird. Unter diesen
Umständen hätte die Meßplatte 99999 00070 552 001000280000000200012000285919988800040 0002003710489 00004 99880 148 axialen Abstand von dem Dich
tungsteil 128, und der Kanal 152 zwischen den Leitungen 132 a
und 132 b (Fig. 7) würde keinen fluiddichten Durchlaß darstel
len. Außerdem würde unter diesen Umständen entweder der Druck
oder die Strömungsgeschwindigkeit in dem Meßhohlraum 74 verrin
gert, was der Leitung 228 übermittelt wird, wie es in Fig. 10
gezeigt ist. Selbstverständlich würde eine ähnliche Situation
existieren, wenn die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung 100
in dem Inneren des Handstücks 42 in eine unkorrekte Position
gebracht werden würde, obgleich solche Versuche aufgrund des
Paßvorsprungs 146 (Fig. 8) unmöglich sein sollten.
Steckverbinder zum Verbinden der Leitungen 222 und 228 mit den
Hohlräumen der Schnur 48 und zum Herstellen einer elektrischen
Verbindung von dem Elektrochirurgiegenerator 46 zu dem Leiter
56 der Schnur 48 (Fig. 4) sind in den Fig. 11A und 11B ge
zeigt. Ein Buchsenstecker 240, der in Fig. 11A gezeigt ist,
ist in einem Gehäuse 241 des Elektrochirurgiegenerators und
der Gasversorgungseinrichtung befestigt. Ein isolierter elek
trischer Leiter 242 liefert die elektrische Energie zu dem
Buchsenstecker 240. Der Leiter 242 ist mit einem zentralen
Stiftaufnehmer 243 elektrisch verbunden, der in der axialen
Mitte einer Steckbuchse 244 angeordnet ist. Rohre 246 erstrec
ken sich von der Rückseite des Buchsensteckers 240 nach außen.
Eine Verteilerscheibe 248 ist im Innenraum des Buchsensteckers
240 angeordnet, um Gas aus dem Innenraum 250 jedes Rohres 246
in einen inneren Kanal 252 in einer elastischen Dichtscheibe
254 zu leiten. Die Rohre 246 und die Kanäle 252 sind in einem
Umfangsmuster am hinteren Ende des Buchsensteckers 240 bzw. in
einem inneren Aufnehmer 244 angeordnet. Ein Buchsengewindeteil
256 einer Verriegelungsmutter ist ebenfalls Teil des Buchsen
steckers 240.
Der Stiftstecker 260, der in Fig. 11B gezeigt ist, hat einen
vorderen Endteil 262. Mehrere Kanäle 264 sind axial in dem vor
deren Endteil 262 gebildet. Jeder Kanal 264 steht mit einem Ka
nal 266 in Verbindung, der in einem zentralen Steckerstück 268
gebildet ist. Rohrteile 270 erstrecken sich von dem Stecker
stück 268 nach hinten und bilden die Kanäle 266. Die Rohrteile
270 erstrecken sich in die Hohlräume 50 (und 74, die nicht ge
zeigt sind) der Schnur 48. Der Versorgungsleiter 56 der Schnur
48 erstreckt sich durch ein mittiges Loch 272 in dem Stecker
stück 268. Ein vorderer Vorsprung 274 des zentralen Stecker
stücks 268 trägt den Leiter 56 in dem vorderen Endteil 262. Ein
steckstift 276 ist mit dem äußeren Ende des Versorgungsleiters
56 elektrisch verbunden. Eine drehbare Mutter 278 ist mit dem
Stiftstecker 260 hinter dem vorderen Endteil 262 verbunden. Zum
sicheren Befestigen der Schnur 48 in dem Stiftstecker 260 wird
ein Klebstoff um die Außenseite der Rohrteile 270 aufgebracht,
bevor sie in die Hohlräume 50 und 74 gepreßt werden. Klebstoff
wird außerdem um die Isolierung des Versorgungsleiters 56 auf
gebracht, um ihn in dem mittigen Loch 272 des Steckerstücks 268
sicher festzuhalten. Die drehbare Mutter 278 wird dann befestigt,
und der vordere Endteil 262 wird mittels eines Klebstoffes an
dem zentralen Steckerstück 268 befestigt.
Zum Verbinden des Buchsensteckers 240 und des Stiftsteckers 260
wird der vordere Endteil 262 in die Steckbuchse 244 eingeführt.
Der vordere Steckstift 276 erstreckt sich in die Buchse des
Stiftaufnehmers 243. Jeder Kanal 264 ist auf einen der Kanäle
252 ausgerichtet, und zwar wegen einer Ausrichtrippe 277 in der
Steckbuchse 244, die in einen Schlitz 279 des vorderen Endteils
262 paßt. Die Mutter 278 wird in der inneren Buchse angezogen,
indem das Gewinde der Mutter 278 in das Gewinde des Buchsenge
windeteils 256 geschraubt wird. Ein fluiddichter Kanal ist des
halb von dem Rohrinnenraum 250 über die Kanäle in der Verteiler
scheibe 248, die Kanäle 252 und 264 und über die Kanäle 266 in
die Hohlräume 50 und 74 der Schnur 48 (Fig. 5) vorhanden.
Ein gesonderter Schlauch wird über jedem Rohr 246 angeschlossen.
Diese Schläuche werden mit einem gemeinsamen Verteiler verbun
den, dem die Leitung 222 (Fig. 10) Gas zuführt. Dasjenige Rohr
246, das mit dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) in Verbindung steht,
wird durch einen gesonderten Schlauch mit der Leitung 228 ver
bunden (Fig. 10).
Die Verwendung der Stecker 240 und 260 gestattet ein relativ
bequemes Austauschen der Schnur 48 und der daran befestigten
Teile des Handstücks 42 (Fig. 6) bei Bedarf oder Notwendigkeit.
Die Schnur und die Handstückteile können nach Bedarf sterili
siert werden. Die Stecker 240 und 260 dienen außerdem als Ein
richtung zum Leiten von elektrischer Energie zu dem mittig an
geordneten Versorgungsleiter 56 über die volle Länge der Schnur
48, wodurch die oben beschriebenen Vorteile der Verringerungen
des Leckstroms und der vergrößerten Sicherheit gegen die unge
wollte übermäßige Übertragung von elektrischer Energie zu ande
ren Stellen als der Operationsstelle gewährleistet werden.
Die Hauptelemente des Elektrochirurgiegenerators 46 sind in Fig.
12 dargestellt. Die Gasversorgungseinrichtung 44 ist oben in
Verbindung mit Fig. 10 bereits beschrieben worden. Ein Steuer
schalter 300 liefert Signale zum Einleiten der Förderung des
Gases zu dem Handstück 42 und zum Einleiten sowohl der Förderung
von Gas zu dem Handstück als auch der Zufuhr von elektrischer
Energie zu dem Gasstrahl. Der Gasstrahl aus dem Handstück 42,
der keine elektrische Energie leitet, kann durch den Chirurgen
benutzt werden, um Fluids von dem Gewebe zu entfernen oder das
Gewebe zu trocknen, was üblicherweise geschieht, bevor elektri
sche Energie zugeführt wird, um eine elektrochirurgische Koagu
lationswirkung zu erzeugen. Nachdem das angesammelte Fluid
durch den Gasstrom weggetrieben worden ist, hält die Gasströmung
während der Koagulation die Fluids ausreichend fern, um bessere
Koagulationswirkungen zu erzielen.
Der Elektrochirurgiegenerator 46 hat eine Fronttafelsteuerung 302.
Verschiedene Steuereinrichtungen wie Schalter und Potentiometer
liefern Signale zum Festlegen der gewählten Menge an elektri
scher Energie, die während der Koagulation zuzuführen ist, der
gewählten Strömungsgeschwindigkeit der über das Handstück 42
zugeführten Gase, der einen oder anderen der beiden Gasquellen
200, 202 (Fig. 10), aus der das Gas geliefert wird, usw. Die
Signale zum Steuern der Gasversorgungseinrichtung 44 werden
über die Fronttafelsteuerung 302 zu der Gasversorgungseinrichtung
44 geleitet. Die Gasströmungs- und Gasdrucksignale aus dem Hand
stück 42 werden außerdem über die Fronttafelsteuerung 302 geleitet,
um den richtigen Anschluß der Düsen- und Elektrodenhalteein
richtung 100 (Fig. 5 und 6) des Handstücks 42 festzustellen,
bevor die elektrische Energie zugeführt wird.
Eine Logiksteuerschaltung 304 ist die Hauptsteuerkomponente des
Elektrochirurgiegenerators 46. Die Logiksteuerschaltung 304 in
terpretiert die Signale, die der Steuerschalter 300 liefert, um
die Zufuhr von Gas und elektrischer Energie zu dem Handstück
freizugeben. In Beziehung zu dem Gas stehende Alarmbedingungen
werden durch die logische Steuerschaltung 304 an Hand der gas
bezogenen Alarmsignale erfaßt, die die Gasversorgungseinrich
tung 44 liefert. Die logische Steuerschaltung 304 verhindert die
Zufuhr von elektrischer HF-Energie zu dem Handstück 42, bis
sämtliche Energieforderungen und Gasalarmbedingungen erfüllt
worden sind.
Wenn die logische Steuerschaltung 304 sämtliche richtigen Frei
gabesignale empfängt, wird eine Stromversorgungssteuereinrich
tung 306 durch Signale aus der logischen Steuerschaltung 304
aktiviert. Die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 steuert
eine Stromversorgungseinrichtung 308. Die Stromversorgungsein
richtung 308 empfängt elektrische Energie aus einer herkömmlichen
Wechselstromquelle 310. Die Stromversorgungssteuereinrichtung
306 steuert die Stromversorgungseinrichtung 308, so daß diese
eine vorbestimmte elektrische Leistung abgibt. Rückführungsignale
werden von der Stromversorgungseinrichtung 308 zu der Stromver
sorgungssteuereinrichtung 306 zum Zweck der Stromsteuerung ge
liefert.
Elektrische Leistung vorbestimmten Wertes wird von der Strom
versorgungseinrichtung 308 an eine HF-Treiberschaltung 312 ab
gegeben. Die logische Steuerschaltung 304 liefert HF-Schalt
signale zu der HF-Treiberschaltung 312, die bewirken, daß die
HF-Treiberschaltung 312 Energie aus der Stromversorgungsein
richtung 308 wahlweise einem Ausgangsschwingkreis 314 mit einer
durch die HF-Treiberimpulse festgelegten Frequenz zuführt. Die
Energie wird von dem Ausgangsschwingkreis 314 zu dem Handstück
42 übertragen, und der Strom wird zu dem Ausgangsschwingkreis
314 von der Patientenplatte 70 aus (Fig. 4) zurückgeleitet. Die
HF-Treiberschaltung 312 lädt den Ausgangsschwingkreis 314 mit
einer vorbestimmten Frequenz auf, die durch die HF-Treiberimpulse
festgelegt wird, und der Ausgangsschwingkreis 314 entlädt sich
mit seiner Resonanzfrequenz, indem er elektrische Energie an
der Operationsstelle an das Gewebe abgibt.
Eine Lichtbogenmeßschaltung 316 schaltet die elektrische Energie
menge, die geliefert wird, zwischen mehreren Werten während der
Fulguration um: insbesondere einem vorbestimmten maximalen Ziel
leistungswert, einem vorbestimmten minimalen Zielleistungswert
und einem vorbestimmten aktiven Förderleistungswert. Die Licht
bogenmeßschaltung 316 gibt Signale an die logische Steuerschal
tung 304 ab, welche die Größe der elektrischen Energie steuern,
die von der Stromversorgung 308 und der HF-Treiberschaltung 312
zu dem Ausgangsschwingkreis 314 geliefert wird. Wenn das Hand
stück 42 nicht innerhalb einer vorbestimmten Betriebsentfernung
von dem Gewebe ist, wird die elektrische Leistung von dem Hand
stück mit dem maximalen Zielleistungswert geliefert. Der maxi
male Zielleistungswert wird automatisch auf den minimalen Ziel
leistungswert verringert, wenn das Handstück 42 in eine vorbe
stimmte, ausreichende Nähe zu dem Gewebe bewegt wird. Die vorbe
stimmte ausreichende Nähe wird aus Signalen aus dem Ausgangs
schwingkreis 314 bestimmt, die an die Lichtbogenmeßschaltung 316
angelegt werden. Wenn das Handstück in der vorbestimmten engen
Nähe zu dem Gewebe bleibt, wird der Leistungswert automatisch
auf den aktiven Leistungswert umgeschaltet. Nachdem das Hand
stück von dem Gewebe entfernt worden ist, schaltet der Leistungs
wert automatisch zurück auf den maximalen Zielleistungswert.
Die Lichtbogenmeßschaltung 316 bestimmt die richtigen Ausgangs
leistungswerte durch Abfühlen der Lichtbogenbedingungen, welche
durch Signale in dem Ausgangsschwingkreis 314 wiedergespiegelt
werden.
Zum Erzielen einer Austrocknung (Desikkation), die sanfter und
weniger aggressiv als die Fulguration ist, wird eine beträcht
lich niedrigere aktive elektrische Leistung ständig an das
Handstück abgegeben, und es wird vorzugsweise ein anderes Gas
benutzt. Wenn das Handstück 42 wesentlichen Abstand von dem Ge
webe hat, erzeugt die ständig zugeführte elektrische Energie
eine Koronaentladung in dem Gasstrahl, der aus dem Handstück 42
austritt. Dieses Koronabündel kann benützt werden, um auf den
Punkt zu zielen oder zu richten, in welchem der aktive Wert der
elektrischen Leistung dem Gewebe zugeführt wird. Wenn sich das
Handstück in ausreichend enge Nähe des Gewebes bewegt, wird
die Länge des Koronabündels zunehmen, bis die volle elektrische
Leitung über den Gasstrahl von dem Handstück zu dem Gewebe statt
findet. Die Lichtbogenmeßschaltung 316 arbeitet während der
Desikkation nicht, weil der aktive Wert der zur Desikkation zu
geführten Leistung relativ niedrig ist und das Umschalten zwi
schen unterschiedlichen Werten unnötig ist.
Der Steuerschalter 300 ist ein herkömmlicher Schalter, beispiels
weise ein herkömmlicher Fußsteuerschalter, wie er in der Elektro
chirurgie benutzt wird, weshalb er nicht im einzelnen gezeigt ist.
Der Steuerschalter 300 könnte die Form eines mit dem Finger be
tätigten elektrischen Schalters haben, der an dem Handstück 42
angebracht ist. Die beiden Signale, die der Steuerschalter lie
fert, sind ein Signal "CS GAS", das gemäß Fig. 14 bei 320 ange
legt wird, und ein Signal "CS COAG", das bei 322 angelegt wird.
Das Signal CS GAS ergibt sich, wenn der Chirurg wünscht, nur den
Gasstrahl aus dem Handstück abzugeben, ohne daß dem Gasstrahl
elektrische Energie zugeführt wird. Das Signal CS COAG ergibt
sich, wenn der Chirurg wünscht, sowohl den gewählten Strom an
gewünschtem Gas als auch elektrische Energie dem Gewebe zuzu
führen.
Das Signal CS COAG legt am Anfang den maximalen Zielleistungs
wert in dem Gasstrahl während der Fulguration fest oder den
gewählten aktiven Leistungsabgabewert zur Desikkation, je nach
dem, ob die Makro- oder Mikrobetriebsart gewählt worden ist.
Daran anschließend bewirkt die Lichtbogenmeßschaltung 316, daß
die logische Steuerschaltung 304 automatisch auf den aktiven
vorbestimmten Leistungsabgabewert zur Fulguration bei der Be
wegung des Handstücks 42 in die vorbestimmte Nähe des Gewebes
umschaltet.
Die Fronttafelsteuerung 302 ist ausführlicher in Fig. 13 ge
zeigt. Ein Schalter 324 ist vorgesehen zum Auswählen des Typs
des Gases, das von der Gasquelle 200 oder 202 (Fig. 10) ge
liefert wird, je nachdem, ob Fulguration oder Desikkation ge
wünscht wird. Ein "Gasquelle"-Signal wird bei 326 gemäß der
Position des Schalters 324 angelegt. Das Vorhandensein des Gas
quelle-Signals bei 326 zeigt die Wahl der einen
Gasquelle an, und das Nichtvorhandensein des Gasquelle-Signals
bei 326 zeigt die Wahl der anderen Gasquelle an.
Ein Schalter 328 ist vorgesehen zum Wählen zwischen den beiden
verschiedenen Typen oder Arten von Koagulationswirkungen, näm
lich entweder Fulguration oder Desikkation, die mittels der Er
findung erzielbar sind. Die Fulguarationskoagulationswirkung
wird erzeugt, wenn die elektrische Energie durch Lichtbögen auf
ionisierten Gasbahnen zu dem Gewebe übertragen wird, und diese
Betriebsart wird wegen ihrer wesentlich größeren aggressiven
Gewebewirkungen als Makrobetriebsart bezeichnet. Die Desikkations
koagulationswirkung wird durch diffuses Koppeln relativ
kleiner Mengen an elektrischer Energie als keinen Lichtbogen
bildender Strom in einem Strahl eines vorzugsweise anderen Typs
von Gas, das mit relativ niedriger Strömungsgeschwindigkeit
strömt, erzeugt, und diese Betriebsart wird als Mikrobetriebsart
bezeichnet. In der Makrobetriebsart wird die Spannung einer
Quelle 330 über den Schalter 328 an eine Anzeigelampe 332 ange
legt. Der Signalwert bei 334 ist auf einem logischen L-Pegel,
was anzeigt, daß ein Makrobetriebswert gewählt worden ist. Die
Bewegung des Schalters 328 in die andere Position legt die
Spannung der Quelle 330 an, um einen logischen H-Pegel bei 334
zu erzeugen, wodurch eine Anzeigelampe 336 zum Aufleuchten ge
bracht und Mikrobetriebsbedingungen angezeigt werden. Das Sig
nal bei 334 ist ein "Mikro/Makro"-Signal, und die L- und H-Pe
gel dieses Signals stellen die Makro- bzw. Mikrobetriebsart dar.
Bei Bedarf können die Schalter 324 und 328 miteinander verbunden
werden, so daß eine besondere Gasquelle bei einer besonderen
Betriebsart immer im Einsatz ist, und umgekehrt.
Ein Strömungsgeschwindigkeitspotentiometer 338 gestattet dem
Chirugen, die gewünschte Strömungsgeschwindigkeit oder Durch
flußleistung des aus dem Handstück 42 in dem Strahl austreten
den Gases zu wählen. Ein Signal aus dem Potentiometer 338 wird
an einen Puffer 340 angelegt. Ein "V Strömung"-Signal wird bei
342 angelegt. Das "V Strömung"-Signal ist ein Analogsignal, das
in Beziehung zu dem Signal aus dem Potentiometer 338 steht. Das
"V Strömung"-Signal 342 steht in Beziehung zu dem gewählten Gas
volumen, das aus dem Handstück 42 strömen soll.
Ein weiteres Potentiometer 344 gestattet dem Chirurgen,einen vor
bestimmten Wert oder eine vorbestimmte Größe der aktiven Leistung
zu wählen, die von dem Handstück 42 entweder in der Makro- oder
in der Mikrobetriebsart abgegeben werden soll. Ein Puffer 345
enmpfängt das Signal aus dem Potentiometer 344 und legt ein
Signal "V Act" bei 348 an. Das "V Act"-Signal 348 ist ein Analog
signal, das in Beziehung zu der maximalen Größe der Spannung oder
aktiven Leistung steht, die der Chirug gewählt hat. Das Signal
aus dem Potentiometer 344 wird außerdem an einen Skalierer 346
zusammen mit dem Mikro/Makro-Signal 334 angelegt. Wenn das Mikro/
Makro-Signal 334 den Signalwert L hat, ändert der Skalierer 346
den Wert des an dem Potentiometer 344 erzeugten Signals in einen
vorbestimmten Maßstabswert. Wenn das Mikro/Makro-Signal 334 den
Wert H hat, wird das durch den Skalierer 346 gelieferte Signal
auf einen anderen vorbestimmten Wert skaliert. Die Signale aus
dem Skalierer 346 werden an einen Analog/Digital-Wandler, Seg
menttreiber und Multiplexer 350 angelegt. Das Signal aus dem
Skalierer 346 ändert den Anzeigemaßstab oder die Anzeigever
stärkung, die durch den Multiplexer 350 erzeugt wird.
Der A/D-Wandler, Segmenttreiber und Multiplexer 350 empfängt
ein Signal "VF Dig" bei 356 und das Analogsignal aus dem Ska
lierer 346, das die aktive Größe der durch den Chirugen gemäß
der gewählten Betriebsart gewählten Leistung darstellt. Die Be
schreibung von Fig. 10 wird zeigen, daß das "VF Dig"-Signal
356 ein Digitalsignal ist, das die gewählte Strömungsgeschwin
digkeit des Gases darstellt, welche durch das Analogsignal 342
dargestellt wird. Unter der Steuerung der Multiplexiersignale,
die bei 352 angelegt werden, wandelt der Multiplexer 350 das
Signal aus dem Skalierer 346 in digitale Form um und speist
eine Anzeige 354 gemäß den Strömungsgeschwindigkeits- und
Leistungswertsignalen. Die Anzeige 354 umfaßt einen Teil der
die vorbestimmte Größe der gewählten aktiven Leistung anzeigt,
die während der Koagulation abgegeben werden soll, und einen
Teil, der die gewählte maximale Gasströmungsgeschwindigkeit an
zeigt.
Gemäß der Darstellung in Fig. 10 enthält die logische Steuerung
des Elektrochirurgiegenerators 46 eine Strömungsalarmlogikschal
tung 360, die die Drucksignale aus den Druckgebern 224, 226, 230
und 234 empfängt. Die Strömungsalarmlogikschaltung 360 enthält
herkömmliche digitale Logikelemente zum Bestimmen der passenden
Strömungsbedingungen aus den durch die Druckgeber gelieferten
Signalen. Die Strömungsalarmlogikschaltung 360 wird freigegeben
um anzusprechen und die beschriebenen Signale zu liefern, indem
ein Gasquelle-Signal bei 326 angelegt wird. Das Gasquelle-Signal
bei 326 steuert außerdem die Strömungsalarmlogikschaltung 360
derart, daß unterschiedliche Alarmwerte relativ zu der gewählten
Gasquelle festgelegt werden. Sollte eine geringe Strömung oder
eine reduzierte Gasmenge durch die Gasversorgungseinrichtung 44
geliefert werden, wird bei 361 ein Signal an einen Oscillator
364 abgegeben. Der Oscillator 364 schaltet das Signal bei 361
mit einer relativ niedrigen Schaltgeschwindigkeit und liefert
ein "Geringe-Strömung"-Schwingungssignal bei 362. Das Geringe
Strömung-Signal bei 362 wird einen Transistor 366 und eine An
zeigelampe 368 speisen die in Fig. 13 gezeigt sind. Außerdem
wird eine akustische Alarmeinrichtung 370 bei geringer Strö
mung durch die Strömungsalarmlogikschaltung 360 erregt, wie es
in Fig. 10 gezeigt ist. Somit werden unter Bedingungen gerin
ger Strömung eine Blinklampe 368 (Fig. 13) und die akustische
Alarmeinrichtung 370 beide gespeist, um dem Benutzer eine ge
ringe Gasströmung zu melden. Die Alarmpegelbedingungen werden
hauptsächlich festgelegt, indem übermäßig hohe oder niedrige
Drücke, die durch die Signale bei 224, 226 und 230 dargestellt
sind, erfaßt und verglichen werden.
Wenn eine Strömungsstörung an dem Handstück 42 vorhanden ist,
was durch das Vorhandensein oder Nichtvorhandensein von Druck
und Gasströmung in dem Meßhohlraum 74 (Fig. 4) und der Leitung
228 gemäß der Darstellung in Fig. 10 bestimmt wird, wird die
Strömungsalarmlogikschaltung 360 ein Strömungsstörungssignal bei
372 liefern. Das Strömungsstörungssignal bei 372 speist einen
Transistor 374 und eine HF-Abschalten-Anzeigelampe 376 gemäß der
Darstellung in Fig. 13. Ein "Strömungsalarm"-Signal wird bei 378
erzeugt. Das Strömungsalarmsingal bei 378 bewirkt, daß die Er
zeugung von elektrischer Energie durch den Elektrochirurgiegene
rator unter Strömungsstörungsbedingungen blockiert wird.
Ein "Gasventil"-Signal bei 380 wird schließlich gebildet, wenn
der Steuerschalter 300 (Fig. 12) entweder das Signal CS GAS bei
320 oder das CS COAG bei 322 an die logische Steuerschaltung 304
(Fig. 14) anlegt. Das Gasventilsignal ist an 380 vorhanden,
solange der Steuerschalter so betätigt ist, daß das Abgeben von
Gas aus dem Handstück verlangt wird, und für eine vorbestimmte
Verzögerungsperiode nach dem Loslassen des Schalters, z.B. für
fünf Sekunden. Diese Verzögerungsperiode gestattet dem Chirurgen,
die elektrische Leistung während der Prozedur schnell ein- und
auszuschalten, ohne auch die Gasströmung zu beendigen. Das Gas
ventilsignal an 380 steuert den Ventilstellantrieb 216, damit das Gasförderventil
214 der Gasversorgungseinrichtung 44 (Fig. 10) geöffnet wird, um dem Handstück
42 Gas zu liefern.
Das Gasquelle-Signal an 326 aus dem Schalter 324 (Fig. 13) wird an ein Gas
wähl- und Skaliererlogikelement 382 angelegt, wie es in Fig. 10 gezeigt
ist. Das Gaswähl- und Skaliererlogikelement 382 gibt ein Be
tätigungssignal an den Ventilstellantrieb 210 gemäß dem Pegel
des Gasquelle-Signals an 326 ab. Der Ventilstellantrieb 210
betätigt das Gaswählventil 208, damit die eine der beiden Gas
quellen 200, 202 gewählt wird, aus der Gas dem Handstück 42
zugeführt werden soll. Das Logikelement 382 wandelt außerdem
das analoge "V Strömung"-Signal an 342 in digitale Form um,
skaliert es und liefert es bei 356 als das Signal "VF Dig". Der
Skalierwert für das "VF Dig"-Signal wird durch das Gasquelle-
Signal an 326 gemäß der gewählten Gasquelle festgelegt.
Das Signal, das den Durchflußregler 220 steuert, wird von einem
Wählen/Strömung-Spannungswandler 384 geliefert. Das "V Strömung"-
Signal an 342 wird an den Wandler 384 angelegt und dient als
das Hauptsignal zum Festlegen der Gasströmungsgeschwindigkeit
durch den Durchflußregler 220. Das Gasventil-Signal an 380
wird ebenfalls an den Wandler 384 zum Zweck des Steuern des An
legens der Steuersignale an den Durchflußregler 220 mit glattem
Übergang bei der Aktivierung des Gasförderventils 214 angelegt,
um Druck- und Strömungsüberschwingungen oder -stöße zu vermeiden.
Das Gasquelle-Signal wird ebenfalls an den Wandler 384 angelegt,
und zwar zum Steuern des Durchflußreglers 220 auf lineare Weise
relativ zu dem gewählten Gastyp.
Einzelheiten der logischen Steuerschaltung 304 sind in Fig. 14
gezeigt. Das Signal CS GAS an 320 und das CS COAG an 322 werden
von dem Steuerschalter 300 (Fig. 12) einzeln an ein Steuerlogik
element 386 angelegt. Das Steuerlogikelement 386 liefert ein
Signal bei 388, wenn nur das Fördern von Gas aus dem Handstück
verlangt wird. Das Signal an 388 wird an ein Verzögerungselement
390 angelegt. Das Verzögerungselement 390 legt sofort ein Signal
bei 392 an, wenn das Signal an 388 angelegt wird. Das Verzöge
rungselement 390 verzögert jedoch das Abschalten des Signals an
392 für eine vorbestimmte Zeitspanne nach Beendigung des Signals
an 388. Das Signal bei 392 wird an ein ODER-Gatter 394 angelegt,
und das Ausgangssignal des ODER-Gatters 394 wird das Gasventil
signal an 380. Das Gasventilsignal an 380 steuert unter anderem
die Förderung von Gas zu dem Handstück, wie es oben beschrieben
worden ist. Das Verzögerungselement 390 verhindert die sofortige
Beendigung der Gasströmung durch das Handstück, um dem Chirurgen
zu gestatten, den elektrischen Strom während der Prozedur
schnell ein- und auszuschalten, ohne die Gasströmung zu beendi
gen.
Wenn das Steuerlogikelement 389 ein Signal CS COAG an 322 em
pfängt, wird ein Signal bei 396 angelegt. Das Signal 396 wird
ein Signal "REQ", welches anzeigt, daß das Liefern von elektri
schen Strom verlangt wird. Das Signal bei 396 wird ebenfalls
an das ODER-Gatter 394 angelegt. Somit erzeugt entweder ein
Signal bei 396 oder ein Signal bei 394 das Gasventilsignal bei
380. Demgemäß wird das Anfordern entweder von Gas von dem
Steuerschalter her (ein Signal CS GAS bei 320) oder eines
elektrochirurgischen Koagulationssignals (das Signal CS COAG bei
322) zur Erzeugung eines Gasventilsignals bei 380 führen. Eine
Zeitverzögerungsschaltung 398 empfängt das Signal an 396. Die
Verzögerungsschaltung 398 legt ein Signal KHV (d.h. Hochfrequenz
abschalten)-Signal bei 400 eine vorbestimmte Zeitspanne nach dem
Zeitpunkt an, in welchem das Signal REQ bei 396 den Signalwert
L angenommen hat.
Das Signal REQ bei 396 wird außerdem an die Stromversorgungs
steuereinrichtung 306 angelegt (Fig. 12 und 16), um das Abgaben
von Strom aus der Stromversorgung 308 (Fig. 10) einzuleiten. Das
KHV-Signal bei 400 wird schließlich an die Stromversorgung 308
angelegt, um das Liefern von Hochspannung abzuschalten ("zu
killen") , welche die Stromversorgung an den HF-Ausgangstreiber
312 (Fig. 12) anlegt.
Gemäß Fig. 14 enthält die logische Steuerschaltung 304 außerdem
einen Freuqenzerzeugungstaktgeber 402. Der Taktgeber 402 enthält
die herkömmliche Frequenzquelle, beispielsweise einen Quarz
oszillator. Der Taktgeber 402 enthält außerdem herkömmliche
Frequenzteilerelemente zum Liefern der Signale bei 352. Die Sig
nale bei 352 werden selbstverständlich an den Wandler, Treiber
und Multiplexer 350 (Fig. 13) angelegt. Der Taktgeber 402 liefert
außerdem ein Taktsignal von 1 MHz bei 406. Das Signal bei 406
ist die höchste Frequenz, die durch den Taktgeber 402 geliefert
wird, und diese Frequenz wird benutzt, um andere Signale niedri
gerer Frequenz zum Steuern der an das Handstück abgebenen HF-
Energie, zum Synchronisieren des Umschaltens der Logikelemente
desElektrochirurgiegenerators usw. zu gewinnen.
Ein Frequenzteiler 408 empfängt das Taktsignal bei 406. Der
Frequenzteiler 408 liefert vier vorbestimmte Signale niedrigerer
Frequenz bei 410, 412, 414 und 416. Die Frequenzsignale bei
410, 412, 414 und 416 werden hauptsächlich durch den Elektro
chirurgiegenerator benutzt, um das Anlegen und die Dauer der
Speise- oder Treiberimpulse zu steuern, welche an den Ausgangs
schwingkreis 314 (Fig. 12) abgegeben werden. Die Frequenzsignale
410, 412, 414 und 416 werden an einen Treiberimpulsgenerator 418
angelegt, der "Treiberimpulse" bei 420 erzeugt. Die Treiberim
pulse bei 420 werden an die HF-Treiberschaltung 312 (Fig. 12 und
17) zur Steuerung der Abgabe von Energie durch die Stromver
sorgung 308 an den Ausgangsschwingkreis 314 (Fig. 12) angelegt.
Ein "Ziel/aktiv" Signal wird bei 422 durch die Lichtbogenmeß
schaltung 316 (Fig. 12 und 19) angelegt, wenn in der Fulgurations
betriebsart gearbeitet wird. Der Pegel des Ziel/aktiv-Signals
bei 422 steuert den Wert der elektrischen Energie, die während
Anforderungen von Fulgurationskoagulationswirkungen geliefert
wird. Ein UND-Gatter 424 empfängt das Ziel/aktiv-Signal bei 422
und das Signal bei 396 an seinen Eingangsklemmen. Bei dem Vor
handensein von beiden H-Signalen bei 422 und 396 liefert das
UND-Gatter 424 ein "TAR"-Signal bei 426. Das Signal TAR bei 426
ist während der Abgabe eines Zielwertes der elektrischen Energie
an die Nadelelektrode des Handstückes vorhanden. Die Verwendung
eines Zielwertes der elektrischen Energie reduziert außerdem
die Menge an HF-Energie, die während Zeiten in die Umgebung
streut oder übertragen wird, in denen elektrochirurgische Wir
kungen nicht mehr erwünscht oder möglich sind, üblicherweise
dann, wenn das Handstück zu weit von dem Gewebe entfernt ist.
Das Ziel/aktiv-Signal 422 wird durch einen Inverter 428 inver
tiert, und das invertierte Signal wird an einen Eingang eines
UND-Gatters 432 angelegt. Das andere Eingangssignal des UND-
Gatters 432 ist das Signal bei 396. Wenn das Ziel/aktiv-Signal
bei 422 den Wert L hat und das Signal REQ bei 396 den Wert H
hat, wird ein Ausgangssignal "ACT" von dem UND-Gatter 432 bei
434 abgegeben. Das Signal ACT ist vorhanden, wenn der Elektro
chirurgiegenerator die aktive oder vorbestimmte maximale Menge
an Leistung abgibt, die durch den Chirurgen an der Fronttafel
steuerung 302 (Fig. 12 und 13) gewählt worden ist.
Wenn das Ziel/aktiv-Signal 422 den Signalwert H hat, wird ein
Zielwert der Leistung abgegeben,und das Signal TAR wird ge
liefert. Wenn das Ziel/aktiv-Signal 422 den Signalwert L hat,
wird eine aktiver oder maximaler Wert der Leistung geliefert,
und das Signal ACT wird geliefert. Das invertierte Ziel/aktiv-
Signal bei 430 wird außerdem an den Treiberimpulsgenerator 418
angelegt und zum Steuern des Lieferns der Treiberimpulse 420
benutzt.
Das Signal ACT bei 434 wird an den Transistor 436 der Fronttafel
steuerung 302 angelegt, wie es in Fig. 13 gezeigt ist. Das Sig
nal ACT speist den Transistor 436, wodurch die Anzeigelampe 438
zum Aufleuchten gebracht wird, was anzeigt, daß die aktive Menge
an elektrischer Leistung an das Handstück 42 abgegeben wird.
Gemäß Fig. 14 wird ein "ACK"-Signalbei 440 an die logische Steuer
schaltung 304 durch die Stromversorgungssteuereinrichtung 306
(Fig. 16) angelegt. In Verbindung mit der Beschreibung der
Stromversorgungssteuereinrichtung 306 wird noch vollständiger
beschrieben werden, daß das ACK-Signal bei 440 erscheint, nach
dem das REQ-Signal bei 396 angelegt ist und nachdem sich die
Stromversorgung bis zu einem bestimmten Grad dem gewünschten
aktiven Energieabgabewert genähert hat. Das Signal ACK dient
dadurch als eine Bestätigung, daß die Stromversorgung in Betrieb
ist.
Das Signal ACK bei 440 und das Strömungsalarmsignal bei 378
werden an eine Verzögerungslogikschaltung 442 angelegt. Die
Verzögerungslogikschaltung 442 liefert ein "CGEN"-Signal bei
444 eine vorbestimmte Zeit nach dem Anliegen sowohl des Signals
ACK bei 440 als auch des Strömungsalarmsignals bei 378. Das
Verzögerungslogikelement 442 stellt logisch fest, daß die Strom
versorgung richtig arbeitet (Empfang des ACK-Signals 440) und
daß es keine Gasströmungalarmbedingungen gibt, die das richtige
Arbeiten des Elektrochirurgiegenerators blockieren würden (Be
endigung des H-Pegels des Strömungsalarmsignals 378), bevor
das Signal CGEN geliefert wird. Aus Fig. 13 ist zu erkennen,
daß der richtige Betriebssignalpegel für das Strömungsalarm
signal bei 378 ein Signalwert H ist, der auftritt, wenn ein
Strömungsstörungssignal bei 372 den Transistor 374 nicht speist.
Das CGEN-Signal bei 444 wird eine vorbestimmte Zeit nach dem
Feststellen der richtigen Bedingungen geliefert, die durch die
Signale bei 378 und 440 diktiert werden.
Der Treiberimpulsgenerator 418 liefert die Treiberimpulse bei
420 bei Vorhandensein des CGEN-Signals bei 444 und des Ziel/aktiv-
Signals bei 422, wie es in Fig. 14 gezeigt ist. Das Ziel/aktiv-
Signal bei 422 und das CGEN-Signal bei 444 werden an die Ein
gangsklemmen eines UND-Gatters 446 angelegt. Das Ausgangssignal
des UND-Gatters 446 wird an die Taktklemme eines Flipflops 448
angelegt. Das Anlegen eines H-Signals an die Taktklemme des
Flipflops 448 hat ein H-Ausgangssignal an der Q-Ausgangsklemme
des Flipflops 448 zur Folge. Das H-Signal an der Q-Ausgangsklem
me und das Ziel/aktiv-Signal bei 422 werden an ein UND-Gatter 450
angelegt. Das Ausgangssignal des UND-Gatters 450 ist ein Zusatz
steuersignal bei 452.
Das Zusatzsteuersignal bei 452 wird an die Klemme J eines JK-
Flipflops 454 angelegt. Das Frequenzsignal bei 416 wird als ein
Taktsignal an die Taktklemme des Flipflops 454 angelegt. Mit dem
nächsten Taktimpuls nach dem Anlegen des Zusatzsteuersignals von
452 wird ein H-Ausgangszusatzsignal bei 456 von der Q-Ausgangs
klemme des Flipflops 454 geliefert. Das Zusatzsignal bei 456 wird
an einen Eingang eines ODER-Gatters 458 angelegt. Solange eines
der Eingangssignale an dem ODER-Gatter 458 vorhanden ist, wird
ein Treiberimpulssignal bei 420 vorhanden sein. Die Dauer des
Zusatzsignals bei 456 wird durch einen monostabilen Multivi
brator (MM) 460 festgelegt, der sein Eingangssignal aus der Q-
Klemme des Flipflops 454 empfängt. Eine vorbestimmte Zeit, nach
dem das Q-Eingangssignal den Signalwert L angenommen hat, lie
fert der Multivibrator 460 ein Rücksetzsignal bei 462 zum Rück
setzen des Flipflops 454. Der Multivibrator 460 dient deshalb
als Einrichtung zum Begrenzen der maximalen Dauer jedes einzel
nen Zusatzsignals, das bei 456 angelegt wird, und des sich er
gebenden Zusatztreiberimpulses bei 420. Jeder Impuls des Zusatz
signals bei 456 wird auf impulsartige Weise wiederholt, solange
das Signal bei 452 im H-Zustand bleibt und Impulse bei 416 an
gelegt werden. Jedes impulsartige Zusatzsignal bei 456 wird
durch jeden Impuls des Frequenzsignals bei 416 eingeleitet und
durch das Rücksetzsignal 462 aus dem Multivibrator 460 beendet.
Zum Begrenzen der maximalen Zeit für das Anlegen der impulsarti
gen Zusatzsignale bei 456 und damit der Zusatztreiberimpulse bei
420 ist ein monostabiler Multivibrator (MM) 464 mit der Q-Aus
gangsklemme des Flipflops 448 verbunden. Nach einer vorbestimm
ten maximalen Zeitdauer, während welcher es erwünscht ist, die
Zusatzsignalimpulse als Treiberimpulse zu liefern, liefert der
Multivibrator 464 ein Rücksetzsignal bei 466 zum Rücksetzen des
Flipflops 448. Das Signal an der Q-Ausgangsklemme des Flipflops
448 geht in den L-Zustand und beendet so das Zusatzsteuersignal
bei 452, das Zusatzsignal bei 456 und die Zusatztreiberimpulse
bei 420. Die Zusatztreiberimpulse ergeben sich, nachdem der
aktive Leistungswert beendet worden ist und sich der Zielleistungs
wert wieder eingestellt hat oder bei der ersten Abgabe von elek
trischer Energie an den Gasstrahl.
Der Zweck der Zusatztreiberimpulse ist es, die Ionisierung des
Gasstrahls des Handstücks 42 einzuleiten. Das Einleiten der
Ionisierung auf zuverlässige Weise erfordert gewöhnlich eine
andere Energiemenge als das Aufrechterhalten des ionisierten
Zustands in dem Gas. Gegenwärtig wird bevorzugt, die Zusatz
treiberimpulse bei 420 in der Zeitdauer breiter zu machen als
die Ziel- und aktiven Treiberimpulse. Die längere Zeitdauer
der Zusatztreiberimpulse führt zu mehr Zufuhr von elektrischer
Energie zu der Elektrode des Handstücks 42. Allgemein erzeugen
die breiteren Zusatztreiberimpulse eine höhere Spannung an der
Elektrode des Handstücks 42. Die höheren Spannungen erzeugen
ein stärkeres elektrisches Feld, und das die Elektrode umge
bende elektrische Feld leitet die ionisierten Bahnen innerhalb
des Gasstrahls ein.
Die Schwierigkeit des Einleitens einer ionisierten Bahn zwi
schen der Elektrode und dem Gewebe besteht bei fast allen Ar
ten von Elektrochirurgiegeräten und beschränkt sich nicht not
wendigerweise nur auf diejenigen, bei denen die elektrische
Energie durch einen ionisierten Gasstrahl geleitet wird. Dem
gemäß ist das Prinzip des Anlegens von Zusatzimpulsen etwas
größerer Energie oder Breite zum Einleiten der ionisierten
Bahnen eine Verbesserung, die in einer Vielfalt von elektro
chirurgischer Ausrüstung anwendbar ist.
Die Zieltreiberimpulse, die bei 420 erzeugt werden, haben eine
Zeitdauer oder zeitliche Breite, die kleiner ist als die der
Zusatzimpulse, aber ausreicht, um die ionisierten Bahnen und
das Zielbündel innerhalb des Gasstrahls aufrechtzuerhalten.
Zum Erzeugen der Zieltreiberimpulse wird das Ausgangssignal
der Q-Klemme des Flipflops 448 durch einen Inverter 468 inver
tiert und an eine Eingangsklemme eines UND-Gatters 470 ange
legt. Das Ziel/aktiv-Signal bei 422 wird an die andere Ein
gangsklemme des UND-Gatters 470 angelegt. Nachdem das Signal
an der Q-Ausgangsklemme des Flipflops 448 in den L-Zustand ge
gangen ist, wird ein H-Ausgangssignal von dem Inverter 468 abgege
ben. Während Zielbedingungen hat das Ziel/aktiv-Signal bei 422
den Signalwert H. Das UND-Gatter 470 wird dann ein H-Zielsteu
ersignal bei 472 an die J-Eingangsklemme eines getakteten JK-
Flipflops 474 abgeben. Beim Empfang des ersten Impulses des
Frequenzsignals bei 416 wird das JK-Flipflop 474 ein Impuls
zielsignal bei 476 an seiner Q-Ausgangsklemme einleiten. Ein
monostabiler Multivibrator 478 spricht auf das L-Signal aus
der -Ausgangsklemme des Flipflops 474 an und gibt ein Rück
setzsignal bei 480 an die Rücksetzklemme des Flipflops 474 am
Ende einer vorbestimmten Zeit, nachdem das Signal bei 476 den
H-Zustand angenommen hat, ab. Das Flipflop 474 wird rückge
setzt, und das Signal bei 476 geht auf L, wodurch ein einzel
nes Zielimpulssignal erzeugt wird. Der Multivibrator 478 legt
die Breite jedes Zielimpulses fest. Zielimpulssignale werden
auf diese Weise erzeugt, solange das Zielsteuersignal bei 472
und das Frequenzsignal bei 416 vorhanden sind. Die Zielimpuls
signale bei 476 werden über das ODER-Gatter 458 geleitet und
werden Zieltreiberimpulse bei 420.
Die Zeitdauer jedes einzelnen Impulses des Zielimpulssignals
bei 476 kann reduziert werden, indem ein Zielleistungsschalt
signal oder "TPSW"-Signal bei 482 angelegt wird. Das Signal
TPSW ändert die Zeitverzögerung des Multivibrators 478 und
reduziert die Breite des Zielimpulses 476. Das TPSW-Signal
482 wird durch die Lichtbogenmeßschaltung 316 (Fig. 12 und 19)
geliefert, um den Elektrochirurgiegenerator daran zu hindern,
schnell umzuschalten oder zwischen den Ziel- und aktiven Lei
stungswerten hin- und herzuschalten, was der Fall sein könnte,
wenn das Handstück 42 in Entfernungen ist, wo ein Umschalten
zwischen Ziel- und aktiver Leistung erfolgt. Das TPSW-Signal
482 tritt auf, wenn die Lichtbogenmeßschaltung 316 zum ersten
Mal einen Lichtbogen erfaßt, der sich von der Handstückelek
trode zu dem Gewebe bewegt. Die Breite der Zielimpulse wird
sofort reduziert, bis eine vorbestimmte Anzahl von anderen
Lichtbögen erfaßt wird, was bedeutet, daß das Handstück in
ausreichend enger Nähe bleibt, um die volle Leistung zuzufüh
ren. Wenn eine vorbestimmte Zeit verstrichen ist und kein wei
terer Lichtbogen erfaßt worden ist, wird das TPSW-Signal been
det, was das Wiederzuführen von Zielimpulsen voller Breite be
wirkt. Wenn das TPSW-Signal vorhanden ist, ist die Reduktion
der Breite und damit der Energie der Zielimpulse nicht so
übermäßig, daß die ionisierten Bahnen in dem Gasstrahl zum
Erlöschen gebracht werden.
Der Treiberimpulsgenerator 418 liefert aktive Treiberimpulse
bei 420 bei dem Auftreten eines aktiven Steuersignals bei
430. Das aktive Steuersignal bei 430 ergibt sich, wenn das
Ziel/aktiv-Signal bei 422 in den L-Zustand geht, was eine Be
dingung für das Liefern von aktiver Koagulationsenergie an
zeigt. Das aktive Steuersignal bei 430 wird an die J-Eingangs
klemme eines getakteten, flankengetriggerten JK-Flipflops 484
angelegt. Bei dem nächsten Übergang des Frequenzsignals bei
416, das an die Taktklemme des Flipflops 484 angelegt wird,
wird ein Ausgangsimpulssignal aus der Q-Ausgangsklemme des
Flipflops 484 eingeleitet. Unmittelbar anschließend, bei ei
nem Übergang eines beträchtlich höheren Frequenzsignals bei
410, wird das Flipflop 484 rückgesetzt. Die Ausgangsimpulse
des Flipflops 484 werden an eine Impulsdehnschaltung 486 an
gelegt. Jeder Impuls wird in der Zeitdauer um ein vorbestimm
tes Ausmaß zuverlässig verlängert, das durch die Impulsbeendi
gungsverzögerung- oder -dehnungsmerkmale der Schaltung 486
festgelegt wird. Ein aktives Impulssignal bei 488 ergibt sich
und wird an das ODER-Gatter 458 angelegt. Das aktive Impulssi
gnal bei 488 wird zu den aktiven Treiberimpulsen bei 420, wenn
keine anderen Signale an die Eingangsklemmen des ODER-Gatters
458 angelegt werden.
Aus der vorstehenden Beschreibung ist zu entnehmen, daß ein H-
Signalwert des Ziel/aktiv-Signals bei 422 die Lieferung der
Zusatzimpulssignale bei 456 und der Zielimpulssignale bei 476
steuert und daß ein L-Signalwert des Ziel/aktiv-Signals bei
422 das Liefern des aktiven Impulssignals bei 488 bewirkt.
Wenn das Ziel/aktiv-Signal bei 422 auf einem H-Wert ist, wer
den die Flipflops 448, 454 und 474 auf die beschriebene Weise
aktiviert. Wenn aktive Koagulationsleistung gewünscht wird,
geht das Ziel/aktiv-Signal bei 422 auf L, wodurch die Flip
flops 448, 454 und 474 gesperrt werden, aber das Flipflop 484
freigegeben wird, welches die aktiven Impulssignale bei 488
liefert. Der Inverter 468 gewährleistet, daß nur das Flipflop
454 oder 474 rechtzeitig Impulssignale liefert. Die Länge der
Zeit, während der die Zusatzimpulse geliefert werden, wird
durch die Zeitspanne des monostabilen Multivibrators 464 fest
gelegt, und diese Zeitspanne wird so vorherbestimmt, daß eine
ausreichende Anfangsionisierung in dem Gasstrahl erzielt wird,
um die Zielimpulse aufrechtzuerhalten. Nachdem die Ionisierung
erfolgt ist und der Multivibrator 464 die Zeitsperre erreicht,
beginnt das Flipflop 474, das Zielimpulssignal bei 476 zu lie
fern, um die Ionisierung aufrechtzuerhalten und die Koronaent
ladung in dem Gasstrahl zu erzeugen. Das Zielimpulssignal bei
476 ist entweder mit seiner vollen oder mit seiner reduzierten
Breite vorhanden, bis das Umschalten auf den aktiven Koagula
tionsleistungswert erfolgt, in welchem Zeitpunkt das aktive
Impulssignal bei 488 erscheint und das Zielimpulssignal bei
476 aufhört. Wenn das aktive Impulssignal endet, weil der Chi
rurg das Handstück aus der Nähe des Gewebes entfernt, er
scheint wieder das Zielimpulssignal bei 476. Das Zusatzimpuls
signal ergibt sich nur bei dem Auftreten jedes ACK-Signals bei
440 und der Umschaltung von einem aktiven Leistungsabgabewert
auf einen Zielleistungsabgabewert. Das Anlegen der Zusatzim
pulse gewährleistet, daß die Zielimpulse zu allen Zeiten ge
bildet werden, wenn keine aktive Leistung vorhanden ist. Es
wird daher bei 456, 476 oder 488 gleichzeitig immer nur ein
Typ von Impulssignal an die Eingangsklemmen des ODER-Gatters
458 angelegt. Das richtige Arbeiten des Treiberimpulsgenera
tors 418 wird ohne Überlappung oder Störung der separaten Im
pulssignale bei 456, 476 und 488 gewährleistet.
Einzelheiten der Stromversorgung 308 sind in Fig. 15 darge
stellt. Eine herkömmliche Wechselstromquelle 310, beispiels
weise eine herkömmliche 110- oder 220-Volt-Wechselstromquelle,
liefert der Stromversorgung 308 elektrische Energie über einen
herkömmlichen Stecker 490. Eine Primärwicklung 492 eines Netz
transformators 494 empfängt den herkömmlichen Wechselstrom
uber einen Trennschalter 496. Eine Sekundärwicklung 498 des
Netztransformators 494 dient zum Aufwärtstransformieren oder
Erhöhen der Ausgangsspannung auf einen vorbestimmten maximalen
Wert, der durch den Chirurgiegenerator benutzt werden soll. Ein
Hochspannungs(HV)-Triac 500 liegt in dem Stromkreis der Sekun
därwicklung 498 des Netztransformators 494. Der Hochspannungs
(HV)-Triac 500 wird durch ein "HVTR"-Signal gezündet oder ge
triggert, das bei 502 während jeder Halbperiode des durch die
Sekundärwicklung 494 gelieferten Wechselstromsignals angelegt
wird. Durch Steuern der Zeit des leitenden Zustands des Hoch
spannungstriacs 500 während jeder Halbperiode wird die Größe
der durch den Triac abgegebenen Leistung gesteuert. Die elek
trische Wechselstromleistung wird einer herkömmlichen Dioden
gleichrichterbrücke 504 zugeführt. Die Brücke 504 stellt eine
Hochspannungsgleichstromversorgung an einem Filterkondensator
506 dar. Die hohe Gleichspannung wird an ein Hochspannungs(HV)-
Glättungsfilter 508 und an einen Widerstand 510 angelegt. Ein
positives Hochspannungssignal "+HV" ist bei 512 vorhanden, und
ein negatives Hochspannungssignal "-HV" ist bei 514 vorhanden.
Die elektrische Hochspannungsgleichstromleistung wird von der
Stromversorgung 308 bei 512 und 514 abgegeben.
Ein "VSEN"-Signal bei 516 steht in Beziehung zu oder entspricht
der Größe der Hochspannung an dem Kondensator 506. Ein Signal,
das den geleiteten Strom darstellt, wird bei 518 abgegeben und
ist mit "ISEN" bezeichnet. Das Signal ISEN bei 518 wird durch
den Strom gebildet, der durch den Widerstand 510 geleitet wird.
Das Signal VSEN bei 516 und das Signal ISEN bei 518 werden an
die Stromversorgungssteuereinrichtung 306 (Fig. 12 und 16) als
Rückführungssteuersignale zum Festlegen der Zeitsteuerung des
HVTR-Signals 502 angelegt. Auf diese Weise wird die Ausgangs
leistung der Stromversorgung 308 eingestellt und geregelt.
In dem Fall, in welchem eine Anforderung von aktiver Koagula
tionsleistung schnell beendet wird, wird das HVTR-Signal been
det, und der Triac 500 wird nichtleitend. Kurz danach wird ein
Widerstand 520 durch einen steuerbaren Schalter 522 zu dem
Kondensator 506 parallel geschaltet. Das Signal KHV bei 400
dient als Steuersignal zum Schließen des steuerbaren Schalters
522. Wenn der steuerbare Schalter 522 schließt, entlädt der
Widerstand 520 den Filterkondensator 506 schnell.
Eine positive und negative Gleichstromleistung relativ nie
driger Spannung in bezug auf Masse bei 524 wird durch die
Gleichrichterbrücke 526 und die positiven und negativen Fil
terkondensatoren 528 bzw. 530 geliefert. Ein kleinerer Teil
der Sekundärwicklung 498 liefert den geeigneten Spannungswert
für die Gleichrichterbrücke 526. Die positive Gleichstromlei
stung wird bei 532 abgegeben und die negative Gleichstromlei
stung bei 534. Die Leistungswerte bei 532 und 534 speisen die
Logikelemente und andere Steuerelemente des Elektrochirurgie
generators. Ein Signal "AC" wird bei 536 von der Sekundärwick
lung 498 abgegeben. Das Signal AC bei 536 dient als Signal zum
Bestimmen des Nulldurchgangspunkts des Wechselstromleistungs
signals in der Sekundärwicklung 498 und wird zum Synchronisie
ren des Zündens des Triacs 500 benutzt.
Einzelheiten der Stromversorgungssteuereinrichtung 306 sind in
Fig. 16 gezeigt. Das Signal VSEN bei 518 und das Signal ISEN
bei 516, die der gemessenen Spannung bzw. dem gemessenen Strom
entsprechen, welche von der Stromversorgung 308 (Fig. 15) ge
liefert werden, werden an Pufferverstärker 538 bzw. 540 ange
legt. Die Ausgangssignale der Pufferverstärker 538 und 540
sind ein Stromversorgungsspannungssignal bei 542 bzw. ein
Stromversorgungsstromsignal bei 544. Die Stromversorgungsspan
nungs- und -stromsignale werden an die Eingangsklemmen eines
Multiplizierers 546 angelegt. Der Multiplizierer 546 multipli
ziert die beiden Eingangssignale und liefert ein Ausgangssi
gnal bei 548, das in Beziehung zu der Ausgangsleistung der
Stromversorgung steht.
Das Stromversorgungsausgangsleistungssignal bei 548 wird an ei
ne Eingangsklemme einer Leistungsbegrenzungsschaltung 550 ange
legt. Ebenso wird das Stromversorgungsspannungssignal bei 542
an eine Eingangsklemme einer Spannungsbegrenzungsschaltung 552
angelegt. Die anderen Eingangssignale jeder Begrenzungsschal
tung 550, 552 werden einer Skalierschaltung 556 entnommen, die
mehrere Skalierwiderstände und Transistorschalter enthält. Si
gnale zum Steuern des Öffnens und Schließens der Transistor
schalter der Skalierschaltung 556 sind ein bei 558 angelegtes
Signal "MAK" und ein bei 560 angelegtes Signal "MIK" sowie das
bei 426 angelegte Signal TAR. Die Signale MAK und MIK werden
aus dem Makro/Mikro-Signal 334 (Fig. 13) gewonnen. Ein Inver
ter 561 invertiert das Signal bei 334, um das Signal MAK zu
erzeugen. Die Eingangssignale, die durch die Skalierwiderstän
de der Skalierschaltung 556 skaliert werden, sind eine durch
eine Quelle 562 gelieferte vorbestimmte Spannung und das bei
348 angelegte Signal VACT.
Das Vorhandensein des Signals MAK bei 558 bewirkt, daß das Si
gnal VACT bei 348 skaliert und als die zweiten Eingangssignale
an die Spannungsbegrenzungsschaltung 552 und an die Leistungs
begrenzungsschaltung 550 angelegt wird. Eine gleiche Situation
stellt sich in bezug auf das Anlegen des Signals MIK bei 560
ein, mit der Ausnahme, daß dieGrößen der Signale, die an die
Leistungs- und Spannungsbegrenzungsschaltungen 550 bzw. 552
angelegt werden, im Vergleich zu den Größen derjenigen Signale,
die angelegt werden, wenn das Signal MAK bei 558 vorhanden ist,
unterschiedlich sind. Wenn das Signal TAR bei 426 vorhanden
ist, wird die Größe der Spannung der Quelle 562 nach unten ska
liert und dann diese Spannung an die zweiten Eingangsklemmen
der Leistungs- und Spannungsbegrenzungsschaltungen angelegt.
In allen Fällen erfolgt die Skalierung als Ergebnis der Wider
stände, die mit dem Eingangssignal in Reihe geschaltet werden,
weil die Transistorschalter leitend werden. Die Werte der Wi
derstände werden so gewählt, daß sich vorbestimmte geeignete
Werte an den Begrenzungsschaltungen ergeben, mit denen das
Stromversorgungsspannungssignal bei 542 und das Stromversor
gungsausgangsleistungssignal bei 548 verglichen werden. Die
Signale bei 564 und 566 werden die Leistungs- und Spannungsbe
grenzungssignale.
Die Leistungsbegrenzungsschaltung 550 vergleicht das Stromver
sorgungsausgangsleistungssignal bei 548 mit dem Leistungsrefe
renzsignal bei 564 und liefert ein Leistungsfehlersignal bei
572, das in Beziehung zu der Größe der Differenz zwischen der
Größe der Leistung, die die Stromquelle 308 tatsächlich lie
fert, und der Größe der verlangten Leistung, die durch das Si
gnal VACT festgelegt ist, steht. Ebenso vergleicht die Span
nungsbegrenzungsschaltung 552 das Stromversorgungsspannungssi
gnal bei 542 mit dem Spannungsbegrenzungssignal bei 566 und
liefert ein Spannungsfehlersignal bei 573, das in Beziehung zu
der Größe der Differenz zwischen der Stromversorgungsausgangs
spannung und der maximalen zulässigen Ausgangsspannung, die
durch das Begrenzungssignal bei 566 festgelegt wird, steht.
Die Fehlersignale 572 und 573 aus den Begrenzungsschaltungen
550 bzw. 552 haben entgegengesetzte Polarität. Beispielsweise
kann das Leistungsfehlersignal bei 572 aus der Leistungsbe
grenzungsschaltung 550 ein positivgehendes Fehlersignal sein,
während das Spannungsfehlersignal bei 573 aus der Spannungsbe
grenzungsschaltung 552 ein negativgehendes Fehlersignal ist.
Die Fehlersignale 572 und 573 entgegengesetzter Polarität wer
den an die Eingangsklemmen eines herkömmlichen Sägezahngenera
tors 574 angelegt. Die Fehlersignale entgegengesetzter Polari
tät werden in dem Sägezahngenerator 574 zu einem Gesamtfehler
signal addiert, dessen absolute Größe in Beziehung zu der Dif
ferenz der Fehlersignale bei 572 und 573 steht. Dieses Absolut
größenfehlersignal steuert den Sägezahngenerator 574. Ein Aus
gangssignal bei 576 aus dem Sägezahngenerator steigt in bezug
auf die Zeit im allgemeinen periodisch an, wobei die Anstiegs
geschwindigkeit in Beziehung zu der absoluten Größe des Fehler
signals steht. Das Signal bei 576 bestimmt den Phasenwinkel
zündpunkt, in welchem der Triac 500 (Fig. 15) während jeder
Halbperiode des zugeführten gleichgerichteten Wechselstroms
getriggert wird. Ein Nulldurchgangssignal wird bei 578 aus ei
nem herkömmlichen Nulldurchgangsdetektor 580 angelegt. Das Si
gnal AC bei 536 wird an den Nulldurchgangsdetektor 580 ange
legt, um das Nulldurchgangspunktsignal bei 578 in Synchronis
mus mit dem Auftreten jeder Halbperiode des gleichgerichteten
Wechselstroms der Stromversorgung zu bilden.
Ein Phasenwinkelimpulsgenerator 582 liefert einen Ausgangs
steuerimpuls bei 583 während jeder Halbperiode des gleichge
richteten Netzwechselstroms, und die Breite und/oder Dauer die
ses Impulses wird durch das Zündpunktsignal 576 und das Null
durchgangssignal bei 578 gesteuert. Das Halbperiodensteuerim
pulssignal 583 wird an eine Logikschaltung 584 angelegt. Die
Logikschaltung 584 wird durch das Steuerimpulssignal 583 ge
triggert und steuert einen Transistor 585 in Beziehung zu
dem Steuerimpulssignal 583. Der Transistor 585 wird einge
schaltet und liefert das Signal HVTR bei 502 zum Steuern
des Triacs 500 der Stromversorgung 308 (Fig. 15).
Das Signal ACK bei 436 wird durch eine Überspannungstorschal
tung 586 gewonnen. Die Überspannungstorschaltung 586 emp
fängt das Signal REQ bei 396 und ein Signal aus der Span
nungsbegrenzungsschaltung 552. Solange das Stromversorgungs
spannungssignal bei 542 kleiner als das oder gleich dem Span
nungsanforderungssignal bei 566 ist, ist bei 587 ein Tor
steuersignal vorhanden. Die Überspannungstorschaltung 586
leitet das Signal REQ bei 396 als das Signal ACK bei 436,
solange das Torsteuersignal bei 587 vorhanden ist. Das Vor
handensein des Signals ACK bei 436 bedeutet daher, daß ein
akzeptabler Betrieb des Elektrochirurgiegenerators möglich
ist. Das ACK-Signal 436 muß an die Logikschaltung 584 ange
legt werden, um zu bewirken, daß das Steuerimpulssignal 583
aus dem Phasenwinkelimpulsgenerator 582 geformt und an den
Transistor 585 angelegt wird.
Einzelheiten des HF-Treibers 312 sind in Fig. 17 gezeigt.
Einzelheiten des Ausgangsschwingkreises 314 sind in Fig. 18
gezeigt. Der HF-Treiber 312 und der Ausgangsschwingkreis 314
stimmen mit den entsprechenden Schaltungen im wesentlichen
überein, die in der US-PS 44 29 694 beschrieben sind. Die Be
schreibung wird deshalb hier vereinfacht.
Bei der HF-Treiberschaltung 312, die in Fig. 17 gezeigt ist,
werden die Treiberimpulse bei 420 und das Hauptfrequenzsig
nal von 1 MHz bei 406 an eine Phasen- und Zeitsteuerschal
tung 600 angelegt. Die Phasen- und Zeitsteuerschaltung 600
liefert eine Reihe von Phasentreiberimpulsen an Leiterklem
men 602 und 604. Die Phasentreiberimpulse treten mit einer
Frequenz auf, die durch die Treiberimpulse bei 420 fest
gelegt wird, und zwar synchronisiert durch das Hauptfre
quenzsignal bei 406. Nach dem Liefern jedes Phasentrei
berimpulses bei 602 und 604 liefert die Phasen- und Zeit
steuerschaltung 600 einen löschenden Treiberimpuls an den
Klemmen 603 und 605. Die Phasentreibersignale treten gleich
zeitig bei 602 und 604 auf, und die löschenden Treibersig
nale treten gleichzeitig bei 603 und 605 auf.
Die Signale bei 602 und 603 sowie bei 604 und 605 werden an
ihre eigene Schaltertreiberschaltung 608 angelegt. Zur Ver
einfachung der Erläuterung ist in Fig. 17 nur eine Schalter
treiberschaltung 608 verbunden mit den Klemmen 604 und 605
gezeigt. Eine weitere Schaltertreiberschaltung, die mit der
gezeigten Schaltung 608 identisch ist, aber nicht darge
tellt ist, ist mit den Klemmen 602 und 603 verbunden.
Jede Schaltertreiberschaltung 608 enthält ihre eigene in der
Mitte angezapfte Primärwicklung 610 eines einzelnen Treiber
transformators 612. Das Treiberimpulssignal bei 604 speist
den Transistor 614 der Schaltertreiberschaltung 608, wodurch
die Primärwicklung 610 des Treibertransformators 612 veran
laßt wird, einen magnetischen Fluß in jeder der beiden Aus
gangswicklungen 618 des Treibertransformators 612 zu indu
zieren. Das Löschimpulssignal bei 605 speist den Transistor
616, um einen entgegengesetzten Magnetfluß in jeder der Aus
gangswicklungen 618 zu induzieren. Das Erzeugen von sowohl
positiven als auch negativen Flüssen in dem Treibertransfor
mator 612 hat den Vorteil, daß sehr schnelle und positive
Ein- und Ausschaltzustände für die Hochstromschalter 620 er
zeugt werden. Das ist ein Vorteil wegen der Geschwindigkeit,
mit der das Umschalten in dem Ausgangsschwingkreis 314 er
folgt.
Zwei gleiche Hochstromschalter 620, von denen jeder seine
eigene Wicklung 618 enthält, sind mit jedem Treibertransfor
mator 612 verbunden. Jeder Hochstromschalter 620 enthält zwei
Hochstrom-FET-Transistoren 622, die parallel geschaltet sind.
Der magnetische Fluß in der Wicklung 618 erzeugt ein Signal
zum Speisen der Transistoren 622, um Strom zwischen den Schal
terklemmen 624 zu leiten. Ein induzierter magnetischer Fluß in
der entgegengesetzten Richtung in den Wicklungen erzeugt ein
Signal zum Abschalten der Transistoren 622. Die Transistoren
622 in den anderen Hochstromschaltern 620 werden gleichzeitig
durch die Treiber- und Löschimpulse bei 602 und 603 ein- bzw.
ausgeschaltet. Demgemäß werden alle vier Hochstromschalter 620
gleichzeitig leitend und nichtleitend gemacht.
Einzelheiten des Ausgangsschwingkreises 314 sind in Fig. 18
gezeigt. Vier Hochstromschalter (SW 1-SW 4) 620 (Fig. 17) sind elek
trisch in Reihe geschaltet. Das Anlegen der Treiberimpulssi
gnale bewirkt, daß dalle vier Hochstromschalter 620 gleichzei
tig leitend werden. Die hohe Spannung an den Klemmen 512 und
514 aus der Stromversorgung 308 (Fig. 15) lädt einen Schwing
kreis 632 während der Zeit auf, während der die Hochstrom
schalter 620 leitend sind. Ein Kondensator 630 ist Teil des
Schwingkreises 632, der ebenfalls einen Ausgangstransformator
634 enthält, welcher eine Primärwicklung 636 und eine Sekun
därwicklung 638 hat. Die Primärwicklung 636 wird so bei hohem
Strom mit elektrischer Energie aus den Leitern 512 und 514
geladen, wenn die Hochstromschalter 620 gleichzeitig leitend
sind. Wenn die Hochstromschalter 620 gelöscht oder nichtlei
tend sind, beginnt der Schwingkreis 632, mit seiner Eigenfre
quenz zu schwingen. Die Eigenfrequenz wird hauptsächlich durch
die effektive Induktivität der Primärwicklung 636 und durch
die Kapazität des Kondensators 630 bestimmt. Eine Leerlaufei
genfrequenz von ungefähr 500-600 kHz hat sich als zufrieden
stellend erwiesen. Ein Meßtransformator 640 ist mit dem
Schwingkreis 632 in Reihe geschaltet.
Elektrische Energie wird aus dem Ausgangsschwingkreis 632 zu
der Sekundärwicklung 638 des Ausgangstransformators 634 und
über Trennkondensatoren 642 zu dem Handstück 42 und dem Gewe
be 62 (Fig. 4) übertragen. Die Impedanz, die in dem Handstück
42 erzeugt wird, die Impedanz, die bezüglich der Lichtbögen in
den ionisierten Bahnen des Gasstrahls auftritt, und die Impe
danz oder der Widerstand des Gewebes üben eine Dämpfungswir
kung auf die elektrische Energie in dem Schwingkreis 632 aus.
Zum Auffüllen der Energie in dem Schwingkreis 632 nach jedem
Abklingzyklus werden die Hochstromschalter 620 mit einer vor
bestimmten Folgefrequenz ein- und ausgeschaltet, die beträcht
lich kleiner ist als die Eigenfrequenz des Schwingkreises 632
und das Hochfrequenzsignal, das an den Gasstrahl angelegt
wird. Unter Belastungsbedingungen können einige Eigenreaktan
zen in dem Gewebe und den Energielieferbahnen die Leerlauffre
quenz des Hochfrequenzchirurgiesignals im Vergleich zu der Ei
genfrequenz des Schwingkreises tatsächlich modifizieren.
Das Hochfrequenzchirurgiesignal ist während der chirurgischen
Prozedur im wesentlichen nichtstrahlend, weil die elektrisch
leitenden Bahnen in dem Gasstrahl dem Energiefluß einen nie
drigeren Widerstand darbieten als Strahlungsenergiebahnen. So
bald die elektrisch leitenden Bahnen zu dem Gewebe gebildet
sind, hört jede Strahlungskomponente der Energieübertragung
wegen der elektrisch leitenden Eigenschaften der ionisierten
Bahnen in dem Gasstrahl auf.
Der Meßtransformator 640 des Ausgangsschwingkreises 632 lie
fert Signale "+SNS" und "-SNS" bei 644 bzw. 646. Diese Signale
bei 644 und 646 stellen eine Anzeige eines belasteten oder ei
nes unbelasteten Zustands des Ausgangstransformators 634 dar
und werden durch die Lichtbogenmeßschaltung benutzt, um vom
Zielwert der abgegebenen Leistung auf den aktiven Wert der ab
gegebenen Leistung umzuschalten.
Einzelheiten der Lichtbogenmeßschaltung 316 sind in Fig. 19
gezeigt. Die Signale +SNS und -SNS aus dem Ausgangsschwing
kreis 318 (Fig. 18) werden bei 644 bzw. 646 angelegt. Die ver
schiedenen Frequenzsignale werden bei 412, 414 und 416 ange
legt. Das Makro/Mikro-Signal wird bei 334 angelegt, und das
Signal VACT wird bei 348 angelegt, nachdem es aus der Frontta
felsteuerung 308 (Fig. 13) durch die logische Steuerschaltung
304 (Fig. 14) geleitet worden ist. Das Signal CGEN wird bei
444 aus der logischen Steuerschaltung 304 (Fig. 14) angelegt.
Aufgrund des Anlegens dieser verschiedenen Frequenzsignale
liefert die Lichtbogenmeßschaltung 316 das Ziel/aktiv-Signal
bei 422 zum Steuern des Ziel- oder des aktiven Werts der durch
den Elektrochirurgiegenerator an das Handstück während der Ma
krobetriebsart abgegebenen elektrischen Leistung. Während der
Mikrobetriebsart erfolgt keine Umschaltung von Werten der
durch den Elektrochirurgiegenerator abgegebenen elektrischen
Leistung, und zwar wegen der relativ niedrigen Leistung, die
während der Mikrobetriebsart abgegeben wird. Das Signal TPSW
wird bei 482 durch die Lichtbogenmeßschaltung 316 abgegeben.
Das Signal TPSW wird benutzt, um die Größe der Zielleistung
auf einen vorbestimmten Wert zu reduzieren, um sicherzustel
len, daß das Handstück 42 in ausreichend enge Nähe des Gewebes
bewegt worden ist, bevor auf den aktiven Leistungswert umge
schaltet wird, wodurch das Hin- und Herschalten zwischen dem
aktiven und dem Zielwert verhindert wird, wenn das Handstück
42 in Zwischenpositionen ist, wo das Umschalten normalerweise
erfolgen würde, wie es oben beschrieben worden ist.
Das Signal +SNS bei 644 und das Signal -SNS bei 646 werden an
eine Z-Diode 648 angelegt. Die Z-Diode 648 verhindert, daß
der Signalpegel einen vorbestimmten Kippwert der Diode über
steigt, und hält die Polarität des an einen Tor- oder Zeit
fenstergenerator 650 angelegten Signals aufrecht. Die Fre
quenzsignale bei 412, 414 und 416 steuern den Fenstergenerator
650, um eine kurze vorbestimmte Zeitspanne oder ein Zeit-"Fen
ster" zu erzeugen, während welchem das an den Generator 650
angelegte Eingangssignal durch diesen hindurchgeleitet und als
Ausgangssignal bei 654 angelegt wird. Dieses Zeitfenster tritt
während jedes Abklingzyklus des Schwingkreises 632 (Fig. 18)
auf. Das Frequenzsignal bei 416 gewährleistet, daß das Zeit
fenster aus dem Generator 650 in Synchronismus mit dem Ab
klingzyklus auftritt, weil das Frequenzsignal bei 416 die
Stromversorgung der Hochstromschalter 620 (Fig. 18) steuert,
während welcher der Schwingkreis gespeist wird.
Das Signal an der Z-Diode 648 repräsentiert die Belastungs
kennlinien an der Sekundärwicklung 632 des Ausgangstransfor
mators 634 (Fig. 18). Unter Belastung wird das Signal, das
während des durch den Generator 650 festgelegten Zeitfensters
geleitet wird, im wesentlichen ein konstanter Wert oder eine
ebene Linie sein, weil die Schwingungen aus dem Schwingkreis
durch die Belastung, der die Energie aus dem Handstück 42 zu
geführt wird, beträchtlich gedämpft worden sind. Wenn die Se
kundärwicklung 638 des Ausgangstransformators 634 (Fig. 18)
nicht unter Belastung ist und kein wesentlicher Strom gelei
tet wird, treten Impulse als Signale bei 644 und 648 auf,
weil keine nennenswerte Dämpfung des Schwingkreises erfolgt
ist. Während der Zeitspanne, während der das Zeitfenster of
fen ist, wird der Generator 650 einige dieser Impulse als ein
Signal bei 654 durchlassen, und diese Impulse werden als das
Eingangssignal an die Eingangsklemme des A/D-Wandlers 656 an
gelegt.
Der A/D-Wandler 656 arbeitet in Synchronismus mit dem Fre
quenzsignal bei 416. Der Wandler 656 wird daher bei jedem Ab
klingzyklus in einer vorbestimmten synchronisierten Beziehung
zu dem Auftreten jedes durch den Fenstergenerator 650 erzeug
ten Zeitfensters einmal in Betrieb gesetzt. Das konstante oder
eine ebene Kennlinie darstellende Signal bei 654, das wärend
der belasteten Zustände erscheint, wird durch den A/D-Wandler
656 in ein logisches Nullausgangssignal bei 658 umgewandelt.
Der Wandler 656 liefert eine synchronisierte Impulsfolge mit
der Frequenz bei 416, wenn ein impulsförmiges Signal bei 654
eine unbelastete Sekundärwicklung des Ausgangstransformators
des Ausgangsschwingkreises repräsentiert.
Die Signale bei 658, entweder eine logische Null oder eine
synchronisierte Impulsfolge, werden an die Eingangsklemmen ei
nes Impulsstoßdetektors 660 und eines Fehlimpulsdetektors 662
angelegt. Allgemein hat der Fehlimpulsdetektor 662 die Aufga
be, die synchronisierte Impulsfolge bei 658 zu untersuchen
und festzustellen, ob Impulse aus der Impulsfolge fehlen.
Nachdem eine vorbestimmte Anzahl von nacheinander fehlenden
Impulsen festgestellt worden ist, die das Auftreten eines Be
lastungszustands an dem Ausgangsschwingkreis repräsentiert,
liefert der Fehlimpulsdetektor 662 ein Signal, welches das
Auftreten eines Belastungszustands anzeigt. Die Ausgangssi
gnale des Fehlimpulsdetektors 662 werden benutzt, um die Aus
gangsleistung von dem Zielwert auf den aktiven Wert umzuschal
ten und/oder die Zielwertleistung auf die vorbestimmte Größe
zu reduzieren, um Hin- und Herschalten zu verhindern, indem
das Signal TPSW geliefert wird. Allgemein hat der Impulsstoß
detektor 660 die Aufgabe, das logische Nullsignal bei 658 zu
überprüfen und das Auftreten der synchronisierten Impulse zu
bestimmen. Bei dem Auftreten einer vorbestimmten Anzahl von
synchronisierten Impulsen liefert der Impulsstoßdetektor 660
das Signal, welches anzeigt, daß ein Leerlauf- oder unbelaste
ter Zustand aufgetreten ist. Das Ausgangssignal aus dem Im
pulsstoßdetektor 660 wird benutzt, um das Umschalten des elek
trischen Ausgangsleistungswertes von dem aktiven Wert auf den
Zielwert zu bewirken.
Da der Impulsstoßdetektor 660 und der Fehlimpulsdetektor 662
den Ausgangsleistungswert nur in der Makrobetriebsart umschal
ten, wird das Makro/Mikro-Signal bei 334 an beide Detektoren
als ein Eingangssteuersignal angelegt. Das Makro/Mikro-Signal
steuert die Detektoren 660 und 662, damit diese nur arbeiten,
wenn die Makrobetriebsart gewählt worden ist. Es ist festge
stellt worden, daß die Reduktion der Leistung von dem Zielwert
vor dem Abgeben der vollen aktiven gewählten Leistung unnötig
ist, wenn die maximale aktive gewählte Leistung größer als ir
gendein vorbestimmter Schwellenwert, beispielsweise von 50
Watt, ist. Demgemäß wird das Signal VACT bei 348, welches die
aktive maximale gewählte Leistung darstellt, an einen Lei
stungswertdetektor gelegt. Der Leistungswertdetektor 666
legt den vorbestimmten Schwellenwert der gewählten aktiven
Leistung fest, bei dem die Reduktion der Zielleistung er
wünscht ist, und gibt ein Ausgangssignal bei 664 an den Fehl
impulsdetektor 662 ab, wenn das VACT-Signal 348 einen Lei
stungswert darstellt, der kleiner als der vorbestimmte Schwel
lenwert ist. Das Signal bei 664 steuert den Fehlimpulsdetektor
662, um die Abgabe des Signals TPSW bei 482 nur dann zu bewir
ken, wenn das Signal VACT bei 348 einen maximalen aktiven ge
wählten Leistungswert darstellt, der kleiner ist als der vor
bestimmte Schwellenleistungswert, wo das Umschalten erwünscht
ist.
Eine Zeitsteuerlogikschaltung 668 empfängt das Frequenzsignal
bei 416 und gibt Synchronisiersignale bei 669 und 670 an den
Fehlimpulsdetektor 662 bzw. den Impulsstoßdetektor 660 ab. Die
Detektoren 660 und 662 arbeiten daher auch synchron mit dem
Frequenzsignal 416 und dem Signal bei 658. Die Detektoren 660
und 662 sind grundsätzlich wiedertriggerbare Multivibratoren.
Bei der Erfassung einer vorbestimmten Anzahl von fehlenden Im
pulsen wird der Fehlimpulsdetektor 662 getriggert, um ein Aus
gangssignal bei 672 abzugeben. Die vorbestimmte Anzahl von Im
pulsen wird durch ein internes Taktnetzwerk des Detektors 662
wahlweise festgelegt. Ebenso gibt bei der Erfassung des Auftre
tens einer vorbestimmten Anzahl von Impulsen bei 658 der Im
pulsstoßdetektor 660 ein Signal bei 671 ab. Die Signale bei
671 und 672 werden an ein ODER-Gatter 673 angelegt, und das
Ausgangssignal des ODER-Gatters 673 wird an die Zeitsteuerlo
gikschaltung 668 angelegt. Die Logikfunktion der Schaltung 668
bewirkt das Umschalten des Pegels des Signals bei 422, damit
das Ziel/aktiv-Signal die gewünschte Funktion erzielt.
Zum Erzeugen des Signal TPSW bei 482 gibt der Fehlimpulsdetek
tor 662 ein Signal bei 674 an einen Taktgeber 675 ab, und zwar
bei dem Auftreten wenigstens eines fehlenden Impulses, was bei
658 erfaßt wird. Der Leistungswertdetektor 666 gibt ein Signal
bei 664 ab, und das Signal bei 664 bewirkt, daß der Fehlimpuls
detektor 662 zuerst das Signal 674 statt das Signal bei 672
abgibt. Aufgrund eines Signals bei 674 liefert der Taktgeber
675 sofort das Signal TPSW bei 482 und hält dieses Signal für
eine vorbestimmte Zeitspanne, beispielsweise von 1,5 Sekunden,
aufrecht, nachdem der erste fehlende Impuls erfaßt worden ist.
Die Funktion des Taktgebers 675 ist es, sicherzustellen, daß das
Handstück 42 absichtlich und positiv in eine vorbestimmte Nähe
des Gewebes bewegt worden ist, bevor der aktive Leistungswert
abgegeben wird. Durch Vorsehen einer Zeitsteuerfunktion in Form
des Zeitgebers 675 führen sporadische, schnelle Bewegungen des
Handstücks 42 in ausreichend enge Nähe des Gewebes nicht zum
Hin- und Herschalten des Leistungswerts Zwischen dem aktiven Wert
und dem Zielwert. Da das Signal TPSW den reduzierten Ziellei
stungswert für die vorbestimmte Zeitspanne aufrechterhält, die
durch den Zeitgeber 675 festgelegt wird, wird der aktive Lei
stungswert zuverlässig nur geliefert, wenn der Chirurg das so
wünscht.
Das Signal CGEN bei 444 aus der logischen Steuerschältung
304 steuert die Zeitsteuerlogikschaltung 668, damit diese auf
die beschriebene Weise nur dann arbeitet, wenn das Signal CGEN
bewirkt, daß der Treiberimpulsgenerator 418 der logischen Steuer
schaltung 304 (Fig. 14) auf die beschriebene Weise arbeitet und
die Treiberimpulse liefert.
Die Unterschiede im elektrischen Betrieb des Elektrochirurgiege
nerators in der Makro- und Mikrobetriebsart wirken mit den ver
schiedenen Arten von Gasen zusammen, die bei den beiden Betriebs
arten benutzt werden. Die Art, die Strömungsgeschwindigkeit und
die Eigenschaften der Gase sind in der Makro- und in der Mikro
betriebsart beträchtlich voneinander verschieden.
Eine der wichtigsten Eigenschaften des Gasstrahls 54 (Fig. 4) ist,
daß er eine ausreichend hohe Strömungsgeschwindigkeit hat, um
angesammelte Fluids, z.B. eine Flüssigkeit wie Blut, von dem Ge
webe zu entfernen. Das Entfernen von Flüssigkeiten ist eine
praktische Notwendigkeit, weil es der elektrischen Energie aus
dem Bündel gestattet, in das Gewebestroma einzudringen und den
Schorf zu erzeugen. Ohne ausreichende Flüssigkeitsbeseitigung
hat die elektrische Energie nur eine Auswirkung auf die Ober
fläche der strömenden Flüssigkeit, wodurch nur eine vorübergehend
geronnene Masse erzeugt wird, die sich unter dem Einfluß von
zusätzlich entweichenden Flüssigkeiten gewöhnlich bald ablöst.
Mit einer ausreichenden Gasströmungsgeschwindigkeit können die
Flüssigkeiten entfernt oder zurückgehalten werden, so daß die
elektrische Energie die Oberfläche des Gewebes erreichen und in
das Gewebestroma eindringen kann, um einen verbesserten Schorf
in dem Gewebestroma zu erzeugen und dadurch eine verbesserte
Koagulation zu erzielen.
Die Gasströmungsgeschwindigkeit oder -durchflußleistung variiert
gemäß der Betriebsart und dem Typ des benutzten Gases. Typisch
wird die Fulgurations- oder Makrobetriebsart zur Verwendung bei
stark durchströmten, blutenden Geweben gewählt. Eine relativ
hohe Gasströmungsgeschwindigkeit ist wegen des fortgesetzten und
erneuten Vorhandenseins von Flüssigkeiten erwünscht. Da die
wirksame Koagulation bei diesem Gewebetyp im allgemeinen ein
Lichtbogenlochreticulum und eine darunterliegende, thermisch
ausgetrocknete Schicht verlangt, wird ein Typ von Gas benutzt,
das elektrische Energie in Lichtbögen ohne weiteres leitet, da
mit Lichtbögen diese Art von Einwirkung auf das Gewebe erziel
bar ist. Die thermische Desikkations (Austrocknungs)- oder Mikro
betriebsart wird im allgemeinen gewählt, wenn Koagulationswir
kungen an relativ heiklen, dünnen Geweben, wie beispielsweise
dem Gekröse, erwünscht sind. Wegen der heikleren Natur dieser
Betriebsart und des relativen Nichtvorhandenseins von Flüssig
keiten wird üblicherweise eine wesentlich reduzierte Strömungs
geschwindigkeit oder -durchflußleistung benutzt. Bei dem Gastyp,
der in der Mikrobetriebsart benutzt wird, sollte es sich um
einen handeln, der leicht ionisierbar ist und elektrische Energie
in dem Strahl als einen diffusen Strom überträgt, ohne Licht
bögen zu erzeugen.
Der gegenwärtig bevorzugte Gastyp für die Fulguration ist reines
Argon. Es ist festgestellt worden, daß Argon Lichtbögen bei den
Leistungswerten ohne weiteres aufrechterhält, die notwendig
sind, um die Lichtbogenlochreticulum- und thermischen Desikka
tionsschichten zu erzeugen, die den Fulgurationsschorf kenn
zeichnen. Diese Leistungswerte liegen im allgemeinen in dem Be
reich von 40 bis 200 Watt. Weiter hat Argon eine größere Dichte
als Luft und entfernt deshalb leichter Flüssigkeiten und den
Sauerstoff aus der Luft von der Operationsstelle. Das Elime
nieren von Sauerstoff von der Operationsstelle verhindert über
mäßige Erhitzung und Verkohlung des Gewebes. Durchflußleistungen
oder Durchsätze zwischen 4 und 13 l/min aus einer Handstückdüse
52 (Fig. 6) mit einem Durchmesser von ungefähr 2,54 mm (0,100
Zoll) haben wirksame Fluidentfernungs- und Lichtbogenenergie
übertragungseigenschaften bei einem Abstand von ungefähr 0,5
bis 1,5 cm zwischen der Spitze des Handstücks und dem Gewebe an
der Operationsstelle ergeben. Dieser relativ hohe Durchsatz des
aus der Düse der angegebenen Größe austretenden Gases erzeugt
Lichtbogenbahnen, die eine mittlere Lebensdauer haben, die kür
zer ist als die mittlere Lebensdauer einer herkömmlichen elek
trochirurgischen aktiven Elektrode, was zur Folge hat, daß die
Menge an elektrischer Energie, die durch jeden einzelnen Licht
bogen auf einer Bahn übertragen wird, reduziert wird. Es ergeben
sich jedoch beträchtlich mehr einzelne Lichtbogenbahnen. Es er
folgt eine gleichmäßigere Verteilung der elektrischen Energie
über dem Gewebe an der Operationsstelle wegen der größeren An
zahl von Lichtbogenbahnen. Die relativ hohe Gasdurchflußleistung
kann auch Aufschäumen des Blutes verursachen, das unter Umstän
en erwünscht ist, um den Blutstillvorgang zu unterstützender
Zündspannungspunkt, in dem Ärgon ionisiert wird und der des
halb zu den Lichtbogenbahnen führt, ist relativ hoch. Dieser
Zündpunkt hält in Zusammenwirkung mit den relativ hohen
Leistungswerten die Lichtbogenbahnen bei den Gasdurchflußlei
stungen während der Fulguration aufrecht. Jegliches Argon, das
in dem strömenden Blut des Patienten aufgenommen wird, wird bei
dem ersten Durchgang durch die Lungen entfernt.
Zur thermischen Desikkation wird ein Gas gewählt, das eine nied
rigere Überschlags- oder Zündspannung und eine niedrigere Impe
danz hat. Helium wird bevorzugt. Wegen der relativ niedrigen
Zündspannung ist es möglich, Helium zu ionisieren, um relativ
niedrige Energiewerte, zum Beispiel 3 bis 20 Watt, zu dem Ge
webe als diffusen Strom und ohne das Einleiten von Lichtbögen
in dem Gasstrahl zu übertragen. Durchsätze von ungefähr 0,8 bis
1,6 l/min von aus einem Handstück mit der oben angegebenen Größe
und in einem Abstand von 0,5 bis 1,5 cm von dem Gewebe und bei
dem Energieabgabewert von 3 bis 20 Watt austretenden Gas ergeben
thermische Austrocknungswirkungen, von denen angenommen wird,
daß sie in der Elektrochirurgie noch nie zuvor erreicht worden
sind. In den meisten Fällen, wo die thermischen Austrocknungs
wirkungen in der Mikrobetriebsart erwünscht sind, werden wesent
liche Fluidbeseitigungsprobleme nicht auftreten. Der relativ
geringere Gasdurchsatz stellt deshalb beim Entfernen von Fluid
kein besonderes Problem dar. Der Gasdurchsatz ist jedoch aus
reichend hoch, um die inerte Atmosphäre an der Operationsstelle
aufrechtzuerhalten, indem die Wirkungen der umgebenden Luft,
die bestrebt sind, das leichtere Helium zu verdrängen, überwunden
werden.
Durch Erhöhen der elektrischen Leistungsabgabe des Elektrochirur
giegenerators wesentlich über etwa 20 Watt wird das Helium eben
falls in Lichtbogenbahnen aufbrechen und einzelne Lichtbögen
aufrechterhalten, die individuelle Mengen von zerstörerischer
Energie enthalten, statt eines diffusen, keinen Lichtbogen
bildenden Stroms. Fulgurationswirkungen können daher auch durch
Helium erzielt werden, wenn der Elektrochirurgiegenerator so ge
steuert wird, daß er wesentlich größere elektrische Leistung
an das Gewebe abgibt.
Ein Inertgas wird in beiden Betriebsarten bevorzugt. Das Inert
gas verhindert Oxidation des Gewebes und deshalb Verbrennung
und Verkohlung, die bei an Luft ausgeführter Elektrochirurgie
normalerweise auftreten. Ein Inertgas hat eine relativ vorher
sagbare Spannungsüberschlagscharakteristik, die das Einleiten
der Ionisation aufgrund der Zusatz- und Zielimpulse steuerbar
macht. Die Energiewerte der Zusatz- und Zielimpulse können an
die Durchschlagseigenschaften des gewählten besonderen Gases
angepaßt werden. Weiter gestatten die vorhersagbaren Durch
schlagseigenschaften des Gases eine bessere Regulierung der
elektrisch leitenden und Lichtbögen übertragenden Bahnen in dem
Gasstrahl.
Zum Erzielen von verbesserten Koagulations- und Gewebewirkungen
müssen die Innenimpedanzkennlinien des Elektrochirurgiegenera
tors relativ breit sein, um die Möglichkeit von beträchtlicher
Leistungsübertragung in das Gewebe in einem breiten Impedanz
bereich zu bieten. Ohne die Möglichkeit der Übertragung von
beträchtlicher Leistung in sowohl hohe als auch niedrige Impe
danzen sind die verbesserten Gewebewirkungen sehr schwierig er
zielbar.
Die Kurve der Belastung über der inneren Generatorimpedanz, die
für eine klinische Wirksamkeit erforderlich ist, ist sehr breit
und vorzugsweise relativ eben, wie es in Fig. 20 gezeigt ist.
Die Kurve 700 veranschaulicht die Ausgangsleistung, die ein
Elektrochirurgiegenerator nach der Erfindung, der in der Makro
betriebsart bei ungefähr 100 Watt gewählter Leistung arbeitet,
abgegeben wird. Die Kurve 702 zeigt einen ähnlichen Umstand, wo
eine Leistung von ungefähr 50 Watt zur Abgabe gewählt worden ist.
Die Kurven 700 und 702 sind mit den Kurven 704 bzw. 706 und 708
bzw. 710 zu vergleichen. Die Kurven 704 und 706 veranschaulichen
dieselbe gewählte Leistung, die durch einen Elektrochirurgiegene
rator abgegeben wird, der als bester bekannter Elektrochirurgie
generator anzusehen ist (und in der US-PS 44 29 694 beschrieben
ist). Die Kurven 708 und 710 veranschaulichen dieselben beiden
Leistungswerte, die von einen älteren herkömmlichen Elektro
chirurgiegenerator vor der in der US-PS 44 29 694 beschriebenen
Erfindung geliefert worden sind.
Vor der in der US-PS 44 29 694 beschriebenen Erfindung war es
üblich, die Ausgangsimpedanz des Elektrochirurgiegenerators dem
anzupassen, was als die typische Gewebeimpedanz aufgefaßt wurde,
um eine maximale Leistungsübertragung zu erzielen. Die als ty
pisch aufgefaßte Gewebeimpedanz reichte von 300 bis 600 Ohm. Bei
Gewebeimpedanzen von mehr als 600 Ohm fiel die Leistungsabgabe
schnell ab, wie es die Kurven 708 und 710 veranschaulichen. Bei
Gewebeimpedanzen in dem Bereich von ungefähr 1000 Ohm war der
ältere herkömmliche Elektrochirurgiegenerator üblicherweise nicht
in der Lage, ausreichende Leistung zum Erzielen eines effektiven
Schorfs abzugeben. Eine der bemerkenswerten Erkenntnisse, die in
Verbindung mit der in US-PS 44 29 694 beschriebenen Erfindung
gemacht worden sind, war, daß eine überlegene blutstillende Wir
kung erzeugt werden konnte, zumindest zu einem beträchtlichen
Teil, indem eine höhere Ausgangsimpedanz in dem Elektrochirurgie
generator erzeugt wurde. Die Impedanz des Elektrochirurgiegene
rators wurde nicht der Gewebeimpedanz angepaßt, sondern wurde
erhöht, um Lichtbögen größerer Länge und kürzerer Dauer zu bil
den. Die Kurven 704 und 706 zeigen, daß eine beträchtliche Ener
gieabgabe in Gewebe in dem Impedanzbereich zwischen 1000 und
1500 Ohm stattfindet. Bei Impedanzen von mehr als etwa 1500 Ohm
fielen die Leistungsabgabekennlinien schnell ab. Der Abfall in
den Leistungsabgabekennlinien bei der Leistungsabgabe an Impe
danzen von mehr als 1500 Ohm bei der in der US-PS 44 29 694 be
schriebenen Erfindung war das Ergebnis der Erkenntnis, daß es
eine praktische Grenze gab, bis zu der die Generatorimpedanz
erhöht werden konnte. Diese Grenze wurde durch die Notwendigkeit
bestimmt, eine gute Kontrolle über die Zufuhr der Lichtbogen
energie aufrechtzuerhalten. Bei höheren Impedanzwerten wurde
der Lichtbogen in der Raumluftatmosphäre unregelmäßig, und der
Chirurg konnte die Richtung oder die chirurgische Wirkung der
HF-Lichtbogenenergie nicht wirksam steuern. Daher gab es selbst
bei der überlegenen älteren Erfindung gemäß der US-PS 44 29 694
eine praktische Grenze, bis zu der die innere Generatorimpedanz
erhöht werden konnte.
Durch Begrenzen der Bahn der elektrischen Energie innerhalb des
Gasstrahls gemäß der Erfindung kann die innere Elektrochirurgie
generatorimpedanz beträchtlich erhöht werden, ohne daß die Pro
bleme auftreten, die für den Stand der Technik typisch sind.
Wie die Kurven 700 und 702 veranschaulichen, kann beträchtliche
Energie in Impedanzen abgegeben werden, die zwei- oder dreimal
im Wert größer sind als die Impedanzen, in die aufgrund der Er
findung gemäß der US-PS 44 29 694 Effektivleistung abgegeben
werden konnte (Kurven 704 und 706), und in Impedanzen, die un
gefähr fünf- bis zehnmal höher sind als die nächstjüngere
Generation der bekannten Elektrochirurgiegeneratoren (Kurven 708
und 710).
Der relativ breite Impedanzbereich des Elektrochirurgiegenerators
nach der Erfindung ist notwendig, um ausreichende Energie dem
Gewebe zuzuführen, damit die überlegenen Koagulations- und
Schorfwirkungen sowie ein praktischer Betrieb erzielt werden.
Der Elektrochirurgiegenerator muß die Fähigkeit haben, beträcht
liche Leistung in Gewebe relativ niedriger Impedanz abzugeben,
beispielsweise in Gewebe, die von Blut oder anderem Fluid durchströmt
sind. Diese Gewebe haben eine Anfangsimpedanz, die nur etwa
10 Ohm betragen kann. Die Fähigkeit, die Energie in niedrige
Impedanzen abzugeben, ist notwendig, um schnell eine geronnene
Masse in dem Gewebe zu bilden, damit die geronnene Masse nicht
mit dem Blutstrom weggetragen wird. Die Möglichkeit, Leistung
in beträchtlich höhere Impedanzen abzugeben, ist notwendig, um
die Ionisation in dem Gasstrahl einzuleiten und die Ionisation
bei relativ hohen Gasdurchsätzen aufrechtzuerhalten, und zwar
auch dann, wenn das Handstück 42 nicht im Arbeitsabstand von
dem Gewebe ist. Wenn die Kurve der inneren Generatorimpedanz
die Energieübertragungsmöglichkeit bei hohen Impedanzen zu
schnell abschneidet, ist es sehr schwierig, ein Bündel einzu
leiten oder ein langes Bündel aufrechtzuerhalten. Die Einlei
tungsschwierigkeiten erfordern, daß die Handstückelektrode in
Kontakt oder in sehr enge Nähe mit dem Gewebe gebracht wird.
Die Berührung zwischen der Elektrode und dem Gewebe kann zur
Verschmutzung der Elektrode aufgrund von denaturierten Prote
inen führen, die an der erhitzten Elektrode klebenbleiben. Kurze
Bündellängen erfordern enge Arbeitsabstände des Handstücks 42
von dem Gewebe, bei denen aber die Gefahr besteht, daß dem
Chirurgen der Blick verstellt wird. Die hohen Strömungsge
schwindigkeiten des Gases fördern die Tendenz, daß die ionisier
ten Teilchen schnell von der Elektrode weggebracht werden. Ohne
ein relativ hohes Impedanzübertragungsvermögen wäre es unmöglich,
ausreichende Energie auf den schnell strömenden Gasstrom zu
übertragen, um die Lichtbögen- und ionisierten Übertragungs
bahnen in dem Gasstrahl bei den hohen Gasdurchsätzen aufrecht
zuerhalten.
Verschiedene Faktoren beeinflussen die Form der optimalen Elek
trochirurgiegeneratorbelastungskurve. Zu diesen Faktoren gehören
das benutzte Gas und seine Strömungsgeschwindigkeit, die ge
wünschte Bündellänge und die gewünschte Einleitungsstrecke. Das
gesamte System der elektrischen Umgebung einschließlich der
Elektrochirurgiegeneratorkomponenten, der Leiter in der Schnur,
der Leiter in dem Handstück 42, des Spalts zwischen der Elektro
de und dem Gewebe, der Gewebeimpedanz und der Gewebeeigenschaf
ten, der Streureaktanzen und dgl. spielen bei der gesamten
Leistungsübertragung eine Rolle. Da es der Lichtbogen und die
Energiekopplungsbahnen sind, die Energie zu dem Gewebe über
tragen, stellen sich die Länge, die Bahn und die Lebensdauer
der Ionisation in dem Gasstrahl aufgrund des Augenblickszustands
des Systems als Ganzem selbst ein. Das Ansprechvermögen der
Lichtbögen und der Energiekopplungsbahnen ist stark von den
Ausgangsansprechkennlinien des Elektrochirurgiegenerators ab
hängig. Eine breitere Elektrochirurgiegeneratorinnenimpedanzkurve,
wie sie durch die Kurven 700 und 702 in Fig. 20 veranschaulicht
wird, gestattet der Elektrochirurgievorrichtung nach der Er
findung, sich unterschiedlichen Belastungszuständen dynamisch
anzupassen und die Leistungsübertragungswerte aufrechtzuerhalten,
um die verbesserten überlegenen Gewebewirkungen und den ver
besserten und überlegenen Schorf zu erzielen, die zu überlegener
Koagulation führen.
Die breitere Innenimpedanzkurve des Elektrochirurgiegenerators
nach der Erfindung wurde durch anerkannte Techniken erzielt.
Im Vergleich zu dem Elektrochirurgiegegenerator der in der US-PS
44 29 694 beschrieben ist, wurden größere Magnete in dem Aus
gangstransformator 634 (Fig. 18) benutzt, um die höheren Span
nungen und Leistungen zu handhaben, die Anzahl der Sekundär
wicklungen wurde im Vergleich zu der der Primärwicklungen ver
größert, und die Strom- und Spannungsgrenzwerte des Elektro
chirurgiegenerators wurden erhöht, indem höhere Grenzwerte in
den Begrenzungsschaltungen 550 und 552 (Fig. 16) festgelegt
wurden. Es gibt viele verschiedene Techniken zum vergrößern des
Bereiches der inneren Generatorimpedanz, die auf dem Gebiet der
Generator- und Verstärkertechnik bekannt sind. Die Lichtbogen
meßschaltung 316 (Fig. 12 und 19) spielt auch eine Rolle beim
Erzielen der richtigen Energieabgabeeigenschaften durch Ein
stellen der abgegebenen Leistung auf die beschriebene Weise.
Die Eigenschaften des Schorfs, der durch Anwendung der Erfindung
in der Fulgurations- oder Makrobetriebsart erzielt wird, sind
in den Fig. 21, 22, 23A und 23B dargestellt. Die Fig. 21, 22,
23A und 23B sind mit dem besten bekannten Schorf zu vergleichen,
der in den Fig. 1, 2, 3A bzw. 3B dargestellt ist. Bei dem a 09449 00070 552 001000280000000200012000285910933800040 0002003710489 00004 09330uf
grund der Erfindung verfügbaren Schorf ist zu erkennen, daß die
Lichtbogenlochreticulumschicht 712 (Fig. 23A und 23 B) eine größere
Anzahl von Löchern kleineren Durchmessers enthält, die über
eine besondere Fläche verteilt sind. Die Lichtbogenlöcher sind
über der Oberfläche des Gewebes gleichmäßiger räumlich verteilt.
Die Lichtbogenlöcher sind gleichmäßiger in der Größe oder Quer
schnittsfläche im Vergleich zueinander. Das Gewebe ist im wesent
lichen frei von Verbrennung und Verkohlung. Die Wände des Ge
webes zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern haben eine größere
Dicke und sind deshalb biegsamer. Gemäß der Darstellung in den
Fig. 23A und 23B ist das Lichtbogenlochreticulum 712 in der
Tiefe gleichmäßiger, aber seichter als das bekannte Lichtbogen
lochreticulum. Die thermische Desikkationsschicht 714 unterhalb
der Lichtbogenlochreticulumschicht 712 ist relativ dünn und
ebenfalls in der Tiefe gleichmäßiger. Die gleichmäßigere Tiefe
und relativ geringe Dicke der Schicht 714 fördert auch die bessere Bieg
samkeit des Schorfs, um Rißbildung zu vermeiden. Das unbeein
flußte Gewebe ist mit 716 bezeichnet.
Die relativ große Anzahl von Lichtbogenlöchern kleinerer Größe,
die gleichmäßig über die Oberfläche und auf eine gleichmäßigere
Tiefe verteilt sind, das Nichtvorhandensein von Verbrennung
oder Verkohlung und die sich ergebenden relativ stärkeren und
biegsameren Wände zwischen den einzelnen Lichtbogenlöchern er
geben ein wirksames Reticulum, in dem die Koagulation des Blutes
schneller und wirksamer erzielt wird. Der Flächeninhalt der
kleineren Löcher und das strukturell gesündere, aber flexible
tragende Netzwerk des Gewebes, das um die Löcher in der Reti
culumschicht verbleibt, tragen zur Erzielung der verbesserten
Koagulationsmöglichkeit beträchtlich bei. Die relativ dünne
thermische Desikkationsschicht 714 unter dem Lichtbogenlochreti
culum 712 minimiert die Menge an Gewebe, das thermischer Nekrose
ausgesetzt ist, und fördert besseres und schnelleres Heilen.
Weniger Gewebe wird sowohl in der Lichtbogenloch- als auch in
der Desikkationsschicht tatsächlich zerstört, was ebenfalls
eine schnellere Heilung fördert. Die begrenzte Tiefe der Zer
störung ab dem Schorf gestattet das Anwenden der Erfindung um
Organe wie den Darm oder die Blase bei beträchtlich geringerer
Perforationsgefahr.
Die kleinen Lichtbogenlöcher und die gleichmäßigere Verteilung
der Lichtbogenenergie stehen wahrscheinlich in Beziehung zu der
Lebensdauer der Lichtbogenbahnen. Am Anfang nimmt jeder Licht
bogen in dem Gasstrahl eine Bahn zu frischem Gewebe und über
trägt Energie in einem Austrocknungsprozeß. Wenn der kleine Fleck
ausgetrocknet wird, findet jeder anschließende Lichtbogen eine
Bahn niedriger Impedanz zu der Gewebeoberfläche. Das erfolgt
entweder durch Zurücklegen einer längeren Bahn zu frischem
(eine niedrige Impedanz aufweisendem) Gewebe (Ausbreitung) oder
durch Nehmen einer kürzeren Bahn zu bereits ausgetrocknetem
(eine hohe Impedanz aufweisendem) Gewebe. Letzteres wird für die
Ausbildung der Lichtbogenlochreticulumschicht für verantwortlich
gehalten. Die Impedanz der Lichtbogenbahn nimmt mit der Ent
fernung, der Erhitzung und dem Grad der Gewebeaustrocknung zu.
Das dynamische Ausgleichen dieser Faktoren in Kombination mit
den Innenimpedanzeigenschaften des Elektrochirurgiegenerators er
gibt die überlegenen Gewebewirkungen.
Eine Untersuchung ist durchgeführt worden, um die Heilung oder
den Grad der Schädigung im Anschluß an die Resektion einer
Kaninchenleber und einer Kaninchenmilz durch Anwendung der Er
findung in der Fulgurationsbetriebsart mit der besten bekannten
herkömmlichen Elektrochirurgievorrichtung (dargestellt durch die
US-PS 4 429 694) zu vergleichen. Diese beiden Arten von Fulgu
rationsvorrichtungen werden im folgenden als die hier beschriebene
Vorrichtung und die beste bekannte Vorrichtung bezeichnet.
Sechzehn Kaninchen wurden bei der Untersuchung benutzt. Die
Leber und die Milz jedes Kaninchens wurden in zwei Bereichen
teilweise herausgeschnitten. An einer Stelle wurde Blutstillung
unter Verwendung der Erfindung erreicht. An der anderen Stelle
wurde die Blutstillung unter Verwendung der besten bekannten Vor
richtung erreicht. Die elektrische Leistung oder Wattzahl, die bei
beiden Vorrichtungen zugeführt wurde, betrug etwa 60 bis 70 Watt.
Acht Tiere wurden sieben Tage nach der Operation autopsiert,
und die anderen acht Tiere wurden 28 Tage nach der Operation
autopsiert. Sektionen wurden aus der Leber und der Milz gemäß
einem vorbestimmten Probeentnahmeprotokoll entnommen. Die Pro
ben wurden durch Veterinärpathologen untersucht, die eine um
fangreiche Erfahrung in der histopathologischen Analyse von
Elektrokoagulationswunden hatten.
Der Bericht der Pathologen zeigte eine meßbare Differenz zwischen
der durch die hier beschriebene Vorrichtung und der durch die beste
bekannte Vorrichtung 28 Tage nach der Operation erzielte Heilung.
In der Milz war der Schorf, der durch die hier beschriebene Vor
richtung an der Resektionsstelle erzeugt wurde, nur 70% so dick
wie der Schorf, der durch die bekannte Vorrichtung erzeugt wurde.
In der Leber war der Schorf, der durch die hier beschriebene Vor
richtung an der Resektionsstelle erzeugt wurde, ungefähr 93% so
dick wie der Schorf, der durch die bekannte Vorrichtung erzeugt
wurde. In dem 7-Tage-Zeitintervall wurden keine nennenswerten
Differenzen beobachtet.
Ein zweiter Teil der Untersuchung analysierte hämatologische
und Leberenzymveränderungen nach der Operation. An acht Tieren
wurde eine Anzahl von Untersuchungen vor und nach der Operation
durchgeführt, die WBC, RBC, Hämoglobin, Hämatokrit, Gesamtbili
rubin, Alkaliphosphatase LDH und SGOT umfaßten. Diese Unter
suchungsergebnisse wurden mit den Ergebnissen von früher bei
der Elektrokoagulation durch Anwendung der bekanntenVorrichtung
durchgeführten Untersuchungen verglichen. Die hier beschriebene
Vorrichtung ergab weniger Trauma als die bekannte elektrochirurgische
Vorrichtung. Es gab sehr wenig Änderung im LDH und SGOT während der
postoperativen Zeitspanne. Die Alkaliphosphatase zeigte eine
vorübergehende Erhöhung. Die Änderungen in den erzeugten Leber
enzymen waren tatsächlich geringer als bei früher durchgeführ
ten Untersuchungen, die auf der bekannten elektrochirurgischen
Vorrichtung basierten.
Die Schlußfolgerungen, die aus dieser Untersuchung gezogen wer
den können, sind, daß die hier beschriebene Vorrichtung weniger
anatomische Veränderung in 28 Tagen erzeugte als die bekannte
elektrochirurgische Vorrichtung und etwas weniger Leberenzymverände
rungen erzeugte als die bekannte Vorrichtung. Diese beiden Schluß
folgerungen stützen die Beobachtung, daß die hier beschriebene
Fulgurationselektrochirurgievorrichtung zur langfristigen Heilung beiträgt
und diese fördert.
Die Fig. 24 und 25 zeigen die Gewebeauswirkungen, die durch
Anwendung der Erfindung in der Desikkations- oder Mikrobetriebs
art erzielt werden. Es wird angenommen, daß die Gewebeauswir
kungen, die in den Fig. 24 und 25 gezeigt sind, durch eine
Elektrochirurgievorrichtung nie zuvor erzielt worden sind. Der
Schorf ist durch eine einzige ausgetrocknete Schicht 718 ge
kennzeichnet, die in Fig. 25 gezeigt ist. Diese ausgetrocknete
Schicht ist insgesamt sehr dünn und von gleichmäßiger Tiefe. Die
relativ gleichmäßige Tiefe und die Kontinuität der Schicht sind
Eigenschaften, die nie zuvor in der Elektrochirugie erzielt
worden sind, selbst wenn die aktive Elektrode eines herkömm
lichen Elektrochirurgiegenerators mit dem Gewebe in Kontakt ge
bracht wurde. Gemäß der Darstellung in Fig. 24 ist das Gewebe
durch Lichtbogenlöcher oder irgendeine Art von Lochmatrix nicht
perforiert oder zerstört worden. Vielmehr ist eine dünne, bieg
same, integrale Schicht oder Kruste durch Austrocknen der Ge
webeschicht und Heilung des unbeeinflußten Gewebes 720 unter
halb des Schorfs 718 erzeugt worden.
Infolge ihrer nichtzerstörerischen Eigenschaften findet die
Desikkations- oder Mikrobetriebsart Verwendung bei heiklem Ge
webe, wo eine Lichtbogenbildung tatsächlich Gefäße oder Gewebe
aufreißen statt koagulieren würde. Die Geschwindigkeit der Aus
trocknung oder die Energieübertragung auf das Gewebe ist von
der Anwendungszeit abhängig, was dem Chirurgen gestattet, be
sondere, jedoch heikle Wirkungen zu erzielen. Eine weitere
Eigenschaft der Mikrobetriebsart ist das Fehlen von Spektral
komponenten niedriger Frequenz, die normalerweise mit der Gleich
richtung während der Lichtbogenbildung verbunden sind. Dadurch
wird die Muskelstimulation vorteilhaft minimiert, die normaler
weise in den Lichtbogenbetriebsarten auftritt. Insbesondere kann
die Mikrobetriebsart beim Zwerchfell mit minimaler Stimulation
angewandt werden. Es wird erwartet, daß die Mikrobetriebsart bei
der Ausführung von besonderen chirurgischen Prozeduren benutzt
werden kann, wo eine Elektrochirurgievorrichtung bislang nicht
erfolgreich eingesetzt werden konnte.
Claims (75)
1. Vorrichtung zur elektrochirurgischen Koagulation durch Leiten
von elektrischer Energie in Lichtbögen zu einem von Blut durch
strömten Gewebe in einem Lebewesen, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung
(42, 44) zum Leiten eines insgesamt laminaren Strahls (54) ionisierbaren Gases
zu dem Gewebe (62) mit einem vorbestimmten Gasdurchsatz, der ausreicht,
um das Blut von der Oberfläche des Gewebes zu entfernen; und eine Einrichtung
(46, 58) zum Leiten der elektrischen Energie in Lichtbögen (60) im wesentlichen
nur auf ionisierten Bahnen in dem Gasstrahl (54) zu dem Gewebe durch
Zuführen von elektrischer Energie mit einer vorbestimmten
Charakteristik zu dem Gas, um die Lichtbögen und die ionisierten
Bahnen zu bilden und
einen Schorf mit vorbestimmten Eigenschaften in dem Gewebestroma
zu erzeugen, um die Koagulation als ein Ergebnis im wesent
lichen nur des Beaufschlagens des Gewebes (62) mit den Lichtbögen (60)
und dem Gasstrahl (54) zu erzielen, wobei die vorbestimmten Eigenschaften
des Schorfs sind:
eine erste Schicht, die durch ein Reticulum (30) von Löchern erzeugt wird, welche durch Lichtbögen erzeugt werden, die in das Stroma von der Oberfläche des Gewebes aus eindringen, wobei sich die erste Schicht von der Oberfläche des Gewebes aus mit unge fähr gleichförmiger Tiefe in das Stroma erstreckt, wobei die durch Lichtbögen erzeugten Löcher eine im wesentlichen gleich mäßige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs ha ben, wobei sich die Löcher ungefähr gleichmäßig bis in die Tiefe der ersten Schicht erstrecken und wobei die durch Lichtbögen er zeugten Löcher in der Querschnittsgröße an der Schorfoberfläche im wesentlichen miteinander vergleichbar sind; eine zweite Schicht (32) von ungefähr gleichmäßiger Tiefe, die sich von der untersten Grenze der ersten Schicht aus weiter in das Gewebe erstreckt, wobei die zweite Schicht durch thermische Nekrose und Desikkation des Gewebes aufgrund der Wärmeenergie des Lichtbogenstroms erzeugt wird, wobei die zweite Schicht im wesentlichen frei von durch Lichtbögen erzeugten Löchern ist und wobei die unterste Grenze der zweiten Schicht den Schorf von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt; im wesentlichen Fehlen von verbranntem Material auf der ersten Schicht; das Haften des darunterliegenden Gewebes an dem Stroma bis zu einem Grad, der eine wesentliche Zerstörung des Stromas verlangt, um den Schorf von dem Gewebe zu trennen; und Biegsamkeit ohne Rißbildung.
eine erste Schicht, die durch ein Reticulum (30) von Löchern erzeugt wird, welche durch Lichtbögen erzeugt werden, die in das Stroma von der Oberfläche des Gewebes aus eindringen, wobei sich die erste Schicht von der Oberfläche des Gewebes aus mit unge fähr gleichförmiger Tiefe in das Stroma erstreckt, wobei die durch Lichtbögen erzeugten Löcher eine im wesentlichen gleich mäßige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs ha ben, wobei sich die Löcher ungefähr gleichmäßig bis in die Tiefe der ersten Schicht erstrecken und wobei die durch Lichtbögen er zeugten Löcher in der Querschnittsgröße an der Schorfoberfläche im wesentlichen miteinander vergleichbar sind; eine zweite Schicht (32) von ungefähr gleichmäßiger Tiefe, die sich von der untersten Grenze der ersten Schicht aus weiter in das Gewebe erstreckt, wobei die zweite Schicht durch thermische Nekrose und Desikkation des Gewebes aufgrund der Wärmeenergie des Lichtbogenstroms erzeugt wird, wobei die zweite Schicht im wesentlichen frei von durch Lichtbögen erzeugten Löchern ist und wobei die unterste Grenze der zweiten Schicht den Schorf von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt; im wesentlichen Fehlen von verbranntem Material auf der ersten Schicht; das Haften des darunterliegenden Gewebes an dem Stroma bis zu einem Grad, der eine wesentliche Zerstörung des Stromas verlangt, um den Schorf von dem Gewebe zu trennen; und Biegsamkeit ohne Rißbildung.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine
Einrichtung zum Steuern des vorbestimmten Gasdurchsatzes des
Gasstrahls (54) zum im wesentlichen Befreien der Oberfläche des
Gewebes (62) von Fluids während der Bildung des Schorfs.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß zum Blockieren des Auftretens von verbranntem Material ein
Gas in dem Strahl (54) strömt, das im wesentlichen frei von
Sauerstoff ist.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet
durch eine Einrichtung zum Begrenzen des vorbestimmten maximalen
Gasdurchsatzes des Gasstrahls (54) auf einen Wert, der das
Leiten der Lichtbögen (60) zu dem Gewebe (62) aufrechterhält,
ohne die ionisierten Bahnen erlöschen zu lassen.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen von elektri
scher Energie mit einer vorbestimmten Charakteristik zu dem Gas
strahl (54) die Energie in einem vorbestimmten HF-Bereich dem
Gasstrahl (54) zuführt, wobei die vorbestimmte Hochfrequenz eine
Frequenz ist, die dazu führt, daß das Leiten der elektrischen
Energie im wesentlichen nur über die ionisierten Bahnen des Gas
strahls (54) erfolgt.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Gasstrahl (54), mit dem das Gewebe (62) beaufschlagt
wird, in einem insgesamt laminaren Strömungszustand ist.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß jede ionisierte Bahn, die einen Lichtbogen leitet,
von dem Erzeugungspunkt des Lichtbogens aus zu der Oberfläche
des Schorfs ungefähr die gleiche Länge hat.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Tiefe des Schorfs bis zu der untersten Grenze
der zweiten Schicht (32) charakteristischerweise kleiner ist als die
Tiefe eines Schorfs, der durch eine bekannte herkömmliche elektro
chirurgische Fulgurationsvorrichtung gebildet worden ist, um ungefähr die
selbe blutstillende Wirkung zu erzielen.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen der elektri
schen Energie zu dem Gasstrom (54) weiter eine Einrichtung auf
weist zum Zuführen der elektrischen Energie mit den vorbestimmten Charakte
teristiken zu dem Gasstrahl (54) aus einem elektrischen Generator (46),
der eine ausreichend hohe innere Impedanz hat, damit es zum
Einleiten der Ionisation in dem Gasstrahl (54) kommt, wenn der Gas
strahl so beträchtlichen Abstand von dem Gewebe (62) hat, um irgend
eine elektrochirurgische Wirkung zu erzielen.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Länge der ionisierten Bahnen ausreichend groß
ist, um zu vermeiden, daß die Sicht auf die Bildung des Schorfs
verdeckt wird.
11. Vorrichtung zur elektrochirurgischen Desikkation eines Gewebes,
ohne mit einer aktiven Elektrode das Gewebe körperlich zu be
rühren, gekennzeichnet durch: eine Einrichtung (42, 44) zum
Strömenlassen eines Strahls (54) ionisierbaren Gases zu dem Gewebe (62)
mit einem vorbestimmten Gasdurchsatz; und eine Einrichtung (46, 58) zum
Leiten von elektrischer Energie als diffusen, keinen Lichtbogen
bildenden Strom in ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen in
dem Gasstrahl (54) zu dem Gewebe (62) durch Zuführen von elektrischer
Energie mit einer vorbestimmten Charakteristik zu dem Gas, um
den keinen Lichtbogen bildenden, diffusen Strom und die ioni
sierten, elektrisch leitenden Bahnen zu erzeugen und
einen Schorf mit vorbestimmten Eigenschaften in dem Gewebestro
ma zu erzeugen, um Gewebedesikkation und Nekrose im wesentlichen
nur als Ergebnis des Zuführens des diffusen Stroms in dem Gas
strahl (54) zu dem Gewebe (62) zu erzielen, wobei die vorbestimmten Eigen
schaften des Schorfs sind:
eine einzelne Schicht (32) thermisch ausgetrockneten Gewebes, das
Nekrose unterworfen worden ist durch Hindurchleiten des diffu
sen Stroms;
im wesentlichen Nichtvorhandensein von verbranntem Material an
der Oberfläche des Schorfs;
ein Haften des Stromas des darunter liegenden Gewebes bis zu
einem Grad, welches beträchtliche Zerstörung des Stromas erfor
dert, um den Schorf von dem Gewebe zu trennen; und
Biegsamkeit ohne Rißbildung.
12. Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die
thermisch ausgetrocknete Schicht (32) des Schorfs eine im wesentlichen
gleichmäßige Tiefe hat.
13.Vorrichtung nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet,
daß die thermisch ausgetrocknete Schicht (32) weiter durch das Nicht
vorhandensein von Perforationen, die durch die elektrische Ener
gie erzeugt werden, gekennzeichnet ist.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch ge
kennzeichnet, daß die elektrische Energie mit einer vorbestimm
ten Hochfrequenz geleitet wird, die zum Leiten des diffusen
Stroms im wesentlichen nur über die ionisierten, elektrisch
leitenden Bahnen des Gasstrahls (54) führt.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, gekennzeich
net durch eine Einrichtung zum Steuern des vorbestimmten Gas
durchsatzes des Gasstrahls (54) zum im wesentlichen Befreien
der Oberfläche des Gewebes (62) von Fluids während der Bil
dung des Schorfs.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch ge
kennzeichnet, daß der Gasstrahl (54), mit dem das Gewebe (62) beauf
wird, in einem im wesentlichen laminaren Strömungszustand ist.
17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 16, gekennzeich
net durch eine Einrichtung zum Begrenzen der elektrischen Ener
gie, die dem Gasstrahl (54) zugeführt wird, auf einen vorbestimm
ten Wert, der zum Leiten des diffusen Stroms auf den ionisier
ten Bahnen ohne das Einleiten von Lichtbögen auf den ionisier
ten Bahnen führt.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 17, dadurch ge
kennzeichnet, daß jede ionisierte Bahn, die den diffusen Strom
leitet, ungefähr die gleiche Länge hat.
19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 18, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Länge der ionisierten Bahnen ausreichend
groß ist, um zu vermeiden, daß die Sicht auf die Bildung des
Schorfs verdeckt wird.
20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 19, dadurch ge
kennzeichnet, daß die Einrichtung (46, 58) zum Zuführen der
elektrischen Energie zu dem Gasstrom weiter eine Einrichtung
aufweist zum Zuführen von elektrischer Energie mit den vorbe
stimmten Eigenschaften zu dem Gasstrahl (54) aus einem elektri
schen Generator (46) und zum
Erzeugen einer ausreichend hohen Innenimpedanz in dem Gene
rator (46), damit die Ionisation in dem Gasstrahl (54) eingeleitet
wird, wenn der Gasstrahl so beträchtlich von dem Gewebe (62) ent
fernt ist, um irgendeine elektrochirurgische Wirkung zu er
zielen.
21. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen eines verbes
serten Schorfs in dem Stroma von Gewebe, gekennzeichnet
durch:
eine Einrichtung (42, 44) zum Leiten eines vorbestimmten Ga ses in einem Strahl (54) zu dem Gewebe (62) mit einem vorbe stimmten Durchsatz, der ausreicht, um natürliche Fluids von fluiddurchströmtem Gewebe zu entfernen und das Gewebestroma im wesentlichen freizulegen, und eine Einrichtung (46, 58) zum Übertragen von elektrischer Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) mit einem vorbestimmten Leistungswert, um den Schorf zu erzeugen.
eine Einrichtung (42, 44) zum Leiten eines vorbestimmten Ga ses in einem Strahl (54) zu dem Gewebe (62) mit einem vorbe stimmten Durchsatz, der ausreicht, um natürliche Fluids von fluiddurchströmtem Gewebe zu entfernen und das Gewebestroma im wesentlichen freizulegen, und eine Einrichtung (46, 58) zum Übertragen von elektrischer Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) mit einem vorbestimmten Leistungswert, um den Schorf zu erzeugen.
22. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21, dadurch
gekennzeichnet, daß der vorbestimmte Leistungswert, mit dem
die Hochfrequenzenergie übertragen wird, ausreicht, um den
Schorf in frischem, von Blut durchströmtem Gewebe zu erzeu
gen, und ausreicht, um die ionisierten, elektrisch leitenden
Bahnen einzuleiten, wenn der Gasstrahl (54) ausreichenden
Abstand von dem Gewebe (62) hat, um keinen wesentlichen
Fluidbeseitigungseffekt auf das Gewebe (62) auszuüben.
23. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21 oder 22,
dadurch gekennzeichnet, daß der Gasstrahl (54) in seiner
Strömungscharakteristik im wesentlichen laminar ist.
24. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche
21 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß die Hochfrequenzener
gie im wesentlichen nur in Lichtbögen (60) übertragen wird,
die in den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen gelei
tet wird.
25. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 24, dadurch
gekennzeichnet, daß der Schorf, der erzeugt wird, insgesamt
gekennzeichnet ist durch:
ein äußeres, eine insgesamt gleichförmige Tiefe aufweisen des Reticulum (30) von durch Lichtbögen erzeugten Löchern, die das Gewebe (62) von einer Oberfläche des Schorfs aus durchdringen, wobei die Lichtbogenlöcher im wesentlichen vergleichbare Querschnittsgrößen und eine im wesentlichen gleichförmige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs haben und wobei das Gewebe des Reticulums zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern Biegsamkeit des Schorfs ohne Rißbildung ergibt, und eine thermisch ausgetrocknete Schicht (32) insgesamt gleich förmiger Tiefe, welche das Lichtbogenlochreticulum (30) von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt.
ein äußeres, eine insgesamt gleichförmige Tiefe aufweisen des Reticulum (30) von durch Lichtbögen erzeugten Löchern, die das Gewebe (62) von einer Oberfläche des Schorfs aus durchdringen, wobei die Lichtbogenlöcher im wesentlichen vergleichbare Querschnittsgrößen und eine im wesentlichen gleichförmige räumliche Verteilung über der Oberfläche des Schorfs haben und wobei das Gewebe des Reticulums zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern Biegsamkeit des Schorfs ohne Rißbildung ergibt, und eine thermisch ausgetrocknete Schicht (32) insgesamt gleich förmiger Tiefe, welche das Lichtbogenlochreticulum (30) von dem unbeeinflußten Gewebe (34) trennt.
26. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 25, dadurch
gekennzeichnet, daß das Lichtbogenlochreticulum (30) des
verbesserten Schorfs weiter insgesamt gekennzeichnet ist in
Beziehung zu einem Lichtbogenlochreticulum eines Schorfs,
der durch bekannte Fulguration erzeugt wird, daß ungefähr
dieselbe Blutstillwirkung durch Lichtbogenlöcher geringerer
Tiefe und insgesamt kleinerer Querschnittsgröße erzielt
wird, wobei eine größere Anzahl von Lichtbogenlöchern über
einer besonderen Oberfläche des Schorfs verteilt ist, bei
mehr Gleichmäßigkeit in der Lichtbogenlochgröße und größeren
Gewebewanddicken zwischen benachbarten Lichtbogenlöchern.
27. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 26, dadurch
gekennzeichnet, daß die thermische Desikkationsschicht (32)
des verbesserten Schorfs weiter insgesamt gekennzeichnet
ist in Beziehung zu einer thermischen Desikkationsschicht
eines Schorfs, der durch bekannte Fulguration erzeugt wird,
daß ungefähr dieselbe blutstillende Wirkung durch geringere
Tiefe erzielt wird.
28. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 25
bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß der verbesserte Schorf
weiter insgesamt durch im wesentlichen Nichtvorhandensein
von Verbrennung und Verkohlung des Lichtbogenlochreticulums
(30) gekennzeichnet ist.
29. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche
24 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtbögen (60)
auf den ionisierten Bahnen insgesamt eine kürzere Länge und
Zeitdauer im Mittelwert im Vergleich zu den Lichtbögen (60)
auf den ionisierten Bahnen einer bekannten Elektrochirurgie
vorrichtung haben, die in einer Fulgurationsbetriebsart ar
beitet und bei der eine herkömmliche aktive Elektrode in
einer atmosphärischen Umgebung benutzt wird.
30. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Hoch
frequenzenergie in dem Gasstrahl (54) als ein keinen Licht
bogen bildender, diffuser Strom auf den ionisierten, elek
trisch leitenden Bahnen geleitet wird.
31. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 30, dadurch
gekennzeichnet, daß der erzeugte Schorf insgesamt gekenn
zeichnet ist durch eine thermisch ausgetrocknete Schicht
(32), die in dem Gewebestroma an einer Oberfläche des
Schorfs (62) gebildet ist und insgesamt bewirkt, daß das da
runterliegende unbeeinflußte Gewebe (34) verschlossen wird.
32. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 31, dadurch
gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht
(32) in der Tiefe insgesamt gleichförmig ist.
33. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 31, dadurch
gekennzeichnet, daß die thermisch ausgetrocknete Schicht
(32) weiter durch das Nichtvorhandensein von Perforationen
gekennzeichnet ist, die durch die elektrische Energie erzeugt
werden.
34. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 33, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (300, 316) zum wahlweisen Umschalten zwi schen einer ersten Betriebsart und einer zweiten Betriebs art, wobei die erste Betriebsart zur Übertragung von elektrischer Hochfrequenzenergie in Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen führt, und wobei die zweite Betriebsart zur Übertragung von elektri scher Hochfrequenzenergie als keinen Lichtbogen erzeugender, diffuser Strom auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bah nen führt.
eine Einrichtung (300, 316) zum wahlweisen Umschalten zwi schen einer ersten Betriebsart und einer zweiten Betriebs art, wobei die erste Betriebsart zur Übertragung von elektrischer Hochfrequenzenergie in Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen führt, und wobei die zweite Betriebsart zur Übertragung von elektri scher Hochfrequenzenergie als keinen Lichtbogen erzeugender, diffuser Strom auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bah nen führt.
35. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 34, dadurch
gekennzeichnet, daß die Einrichtung (300, 316) zum wahlwei
sen Umschalten zwischen der ersten und der zweiten Betriebs
art aufweist:
eine Einrichtung (382) zum wahlweisen Leiten eines anderen vorbestimmten Gases in jeder Betriebsart, und eine Einrichtung (316) zum Ändern des vorbestimmten Wertes der Leistung, die in jeder Betriebsart geliefert wird, um die festgelegten elektrischen Energieübertragungseigenschaf ten in dem Gasstrahl (54) in jeder Betriebsart zu erzielen.
eine Einrichtung (382) zum wahlweisen Leiten eines anderen vorbestimmten Gases in jeder Betriebsart, und eine Einrichtung (316) zum Ändern des vorbestimmten Wertes der Leistung, die in jeder Betriebsart geliefert wird, um die festgelegten elektrischen Energieübertragungseigenschaf ten in dem Gasstrahl (54) in jeder Betriebsart zu erzielen.
36. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 35, dadurch
gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas, das in der ersten
Betriebsart geleitet wird, Argon ist, und daß das vorbe
stimmte Gas, das in der zweiten Betriebsart geleitet wird,
Helium ist.
37. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 36, dadurch gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas
ein Inertgas ist.
38. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 37, dadurch gekennzeichnet, daß das vorbestimmte Gas im
wesentlichen frei von Sauerstoff ist.
39. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 38, gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung (224, 226) zum Messen eines vorbestimmten Gasförderzustands in dem Gasstrahl (54), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr von elek trischer Hochfrequenzenergie zu dem Gasstrahl (54), bis der vorbestimmte Gasförderzustand hergestellt ist.
eine Einrichtung (224, 226) zum Messen eines vorbestimmten Gasförderzustands in dem Gasstrahl (54), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr von elek trischer Hochfrequenzenergie zu dem Gasstrahl (54), bis der vorbestimmte Gasförderzustand hergestellt ist.
40. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 39, dadurch gekennzeichnet:
daß die Einrichtung zum Leiten eines vorbestimmten Gases in dem insgesamt laminaren Strahl (54) ein stiftartiges Hand stück (42) aufweist, das eine Düse (52) zum Erzeugen des insgesamt laminaren Strahls (54) hat, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die auf dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist, wobei die Düse von dem Handstück (42) entfernbar ist.
daß die Einrichtung zum Leiten eines vorbestimmten Gases in dem insgesamt laminaren Strahl (54) ein stiftartiges Hand stück (42) aufweist, das eine Düse (52) zum Erzeugen des insgesamt laminaren Strahls (54) hat, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die auf dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist, wobei die Düse von dem Handstück (42) entfernbar ist.
41. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 40, dadurch
gekennzeichnet:
daß die Düse (52) und die Elektrode (58) in eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) integriert sind, daß das Handstück (42) einen Griff (104) aufweist, der so wohl mit der Gasleiteinrichtung (48) als auch mit der Ener gieübertragungseinrichtung (46) verbunden ist, und eine Kupplungseinrichtung (102) zum wahlweisen Verbinden der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) in vorbestimm ter Anschlußbeziehung mit dem Griff (104), um Gas aus dem Griff (104) der Düse (52) und elektrische Energie aus dem Griff (104) der Elektrode (58) zuzuführen.
daß die Düse (52) und die Elektrode (58) in eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) integriert sind, daß das Handstück (42) einen Griff (104) aufweist, der so wohl mit der Gasleiteinrichtung (48) als auch mit der Ener gieübertragungseinrichtung (46) verbunden ist, und eine Kupplungseinrichtung (102) zum wahlweisen Verbinden der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) in vorbestimm ter Anschlußbeziehung mit dem Griff (104), um Gas aus dem Griff (104) der Düse (52) und elektrische Energie aus dem Griff (104) der Elektrode (58) zuzuführen.
42. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 41, gekenn
zeichnet durch:
eine Einrichtung zum operativen Feststellen der vorbestimm ten Anschlußbeziehung der Düsen- und Elektrodenhalteeinrich tung (100) in dem Griff (104), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr der elektri schen Energie zu der Elektrode (58), bis die vorbestimmte Anschlußbeziehung hergestellt ist.
eine Einrichtung zum operativen Feststellen der vorbestimm ten Anschlußbeziehung der Düsen- und Elektrodenhalteeinrich tung (100) in dem Griff (104), und eine Einrichtung (304) zum Verhindern der Zufuhr der elektri schen Energie zu der Elektrode (58), bis die vorbestimmte Anschlußbeziehung hergestellt ist.
43. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 42, dadurch gekennzeichnet:
daß die Gasleiteinrichtung eine Schnur (48) zum Hindurchlei ten des vorbestimmten Gases aufweist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der in der Schnur (48) angeordnet und von dem vorbestimmten Gas, das durch die Schnur (48) geleitet wird, im wesentlichen umgeben ist.
daß die Gasleiteinrichtung eine Schnur (48) zum Hindurchlei ten des vorbestimmten Gases aufweist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der in der Schnur (48) angeordnet und von dem vorbestimmten Gas, das durch die Schnur (48) geleitet wird, im wesentlichen umgeben ist.
44. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 43, dadurch ge
kennzeichnet:
daß die Schnur (48) mehrere Hohlräume (50, 74) aufweist, die sich insgesamt in Längsrichtung über die Länge der Schnur erstrecken und insgesamt konzentrisch um eine Längs bezugsachse der Schnur angeordnet sind, und daß der elektrische Leiter (56) insgesamt in der Längsbe zugsachse angeordnet ist.
daß die Schnur (48) mehrere Hohlräume (50, 74) aufweist, die sich insgesamt in Längsrichtung über die Länge der Schnur erstrecken und insgesamt konzentrisch um eine Längs bezugsachse der Schnur angeordnet sind, und daß der elektrische Leiter (56) insgesamt in der Längsbe zugsachse angeordnet ist.
45. Elektrochirurgievorrichtung nach einem der Ansprüche 21
bis 44, dadurch gekennzeichnet, daß die elektrische Ener
gieübertragungseinrichtung (46, 56), wenn sie wahlweise ak
tiviert wird:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem ersten vorbestimmten aktiven Leistungswert überträgt, um Lichtbö gen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu erzeugen, um dadurch den Schorf auf dem Gewebestrome zu bilden, elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem zwei ten vorbestimmten Zielleistungswert überträgt, der kleiner als der aktive Leistungswert ist, um einen keinen Lichtbo gen bildenden Ionisationszustand in dem Gasstrahl (54) zu erzeugen, wenn der aktive Leistungswert nicht übertragen wird, und automatisch zwischen dem Zielleistungswert und dem aktiven Leistungswert umschaltet, wenn ein vorbestimmter elektri scher Zustand auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu dem Gewebe (62) festgestellt wird.
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem ersten vorbestimmten aktiven Leistungswert überträgt, um Lichtbö gen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu erzeugen, um dadurch den Schorf auf dem Gewebestrome zu bilden, elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem zwei ten vorbestimmten Zielleistungswert überträgt, der kleiner als der aktive Leistungswert ist, um einen keinen Lichtbo gen bildenden Ionisationszustand in dem Gasstrahl (54) zu erzeugen, wenn der aktive Leistungswert nicht übertragen wird, und automatisch zwischen dem Zielleistungswert und dem aktiven Leistungswert umschaltet, wenn ein vorbestimmter elektri scher Zustand auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen zu dem Gewebe (62) festgestellt wird.
46. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 45, dadurch
gekennzeichnet, daß der vorbestimmte elektrische Zustand
auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen das Lei
ten wenigstens eines Lichtbogens (60) elektrischer Energie
ist.
47. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 46, dadurch
gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein
richtung (46, 56) weiter:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem drit ten vorbestimmten Wert überträgt, der kleiner als der Ziel leistungswert ist, nach dem ersten Feststellen des Vorhan denseins einer vorbestimmten Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen, während der Zielleistungswert übertragen wird, und automatisch auf den aktiven Leistungswert umschaltet, wenn eine vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen festgestellt wird, wäh rend der dritte Leistungswert übertragen wird.
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem drit ten vorbestimmten Wert überträgt, der kleiner als der Ziel leistungswert ist, nach dem ersten Feststellen des Vorhan denseins einer vorbestimmten Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ionisierten, elektrisch leitenden Bahnen, während der Zielleistungswert übertragen wird, und automatisch auf den aktiven Leistungswert umschaltet, wenn eine vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) auf den ioni sierten, elektrisch leitenden Bahnen festgestellt wird, wäh rend der dritte Leistungswert übertragen wird.
48. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 47, dadurch
gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein
richtung (46, 56) weiter:
automatisch auf den Zielleistungswert umschaltet, wenn die vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne während der Übertragung des drit ten Leistungswerts nicht festgestellt wird.
automatisch auf den Zielleistungswert umschaltet, wenn die vorbestimmte Anzahl von Lichtbögen (60) innerhalb einer vorbestimmten Zeitspanne während der Übertragung des drit ten Leistungswerts nicht festgestellt wird.
49. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 47, dadurch
gekennzeichnet, daß die elektrische Energieübertragungsein
richtung (46, 56) weiter:
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem vier ten vorbestimmten Zusatzleistungswert überträgt, der größer als der Zielleistungswert und kleiner als der aktive Lei stungswert ist, wenn die Zufuhr von elektrischer Leistung zu dem Gasstrahl (54) eingeleitet wird.
elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) mit einem vier ten vorbestimmten Zusatzleistungswert überträgt, der größer als der Zielleistungswert und kleiner als der aktive Lei stungswert ist, wenn die Zufuhr von elektrischer Leistung zu dem Gasstrahl (54) eingeleitet wird.
50. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 21, dadurch
gekennzeichnet:
daß die Gasleiteinrichtung ein stiftartiges Handstück (42) aufweist, das durch den Chirurgen während einer chirurgi schen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Er zeugen des Gasstrahls (54) hat; daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die in dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist und mittels der die elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) übertragbar ist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung weiter eine Einrichtung (316) aufweist zum Messen eines elektri schen Zustands auf den ionisierten Bahnen zwischen dem Hand stück (42) und dem Gewebe (62), um einen operativen Be triebsabstand des Handstücks (42) von dem Gewebe (62) fest zulegen, in welchem ein vorbestimmter aktiver Wert der elektrischen Leistung zum Erzeugen des Schorfs zugeführt werden soll.
daß die Gasleiteinrichtung ein stiftartiges Handstück (42) aufweist, das durch den Chirurgen während einer chirurgi schen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Er zeugen des Gasstrahls (54) hat; daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung eine Elektrode (58) aufweist, die in dem Gasströmungsweg in der Düse (52) angeordnet ist und mittels der die elektrische Energie auf den Gasstrahl (54) übertragbar ist, und daß die elektrische Energieübertragungseinrichtung weiter eine Einrichtung (316) aufweist zum Messen eines elektri schen Zustands auf den ionisierten Bahnen zwischen dem Hand stück (42) und dem Gewebe (62), um einen operativen Be triebsabstand des Handstücks (42) von dem Gewebe (62) fest zulegen, in welchem ein vorbestimmter aktiver Wert der elektrischen Leistung zum Erzeugen des Schorfs zugeführt werden soll.
51. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen einer elektro
chirurgischen Einwirkung auf Gewebe, gekennzeichnet durch:
eine Elektrode (58), durch die elektrische Energie auf das
Gewebe (62) übertragbar ist, um eine elektrochirurgische
Wirkung zu erzielen,
einen Generator (46) zum Erzeugen eines ersten vorbestimm
ten Werts der elektrischen Leistung in einem vorbestimmten
Hochfrequenzbereich, um die elektrochirurgische Wirkung zu
erzeugen, und zum Erzeugen eines zweiten vorbestimmten
Werts der elektrischen Leistung in dem vorbestimmten Hoch
frequenzbereich, der wesentlich kleiner als der erste Lei
stungswert ist, und zum Versorgen der Elektrode (58) mit
der erzeugten elektrischen Leistung, und
eine Meßeinrichtung (316) mit einer Einrichtung zum opera
tiven Messen einer vorbestimmten Kenngröße, die in Beziehung
zu dem Abstand zwischen der Elektrode (58) und dem Gewebe
(62) steht, und zum Steuern des Generators (46), damit der
erste Leistungswert geliefert wird, wenn die Elektrode (58)
von dem Gewebe (62) um weniger als ein vorbestimmter Abstand
getrennt ist, und zum Steuern des Generators (46), damit der
zweite Leistungswert geliefert wird, wenn die Elektrode (58)
von dem Gewebe (62) um mehr als den vorbestimmten Abstand
getrennt ist.
52. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 51, dadurch
gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) eine vorbe
stimmte elektrische Kenngröße des räumlichen Spalts zwi
schen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) mißt, um den
vorbestimmten Abstand zu bestimmen.
53. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 52, dadurch
gekennzeichnet, daß die vorbestimmte elektrische Kenngröße
eine Stromleitungskenngröße ist.
54. Elektrochirurgievorrichtung zum Erzeugen eines Schorfs
auf einem Gewebe (62), gekennzeichnet durch:
eine Einrichtung zum Erzeugen eines Strahls (54) eines vor bestimmten ionisierbaren Gases, das mit einer vorbestimmten Strömungsgeschwindigkeit strömt; eine Elektrode (58), die in dem Gasstrahl (54) angeordnet ist, zum Übertragen von elektrischer Energie auf den Gas strahl (54); und einen Elektrochirurgiegenerator (46), der mit der Elektrode (58) verbunden ist und mit dem elektrische Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich und mit mehreren verschie denen vorbestimmten Leistungswerten erzeugbar und die erzeug te elektrische Energie an die Elektrode (58) abgebbar ist, um ionisierte, elektrisch leitende Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) zu erzeugen, durch die die elektrische Energie zu dem Gewebe (62) innerhalb des Gasstrahls (54) geleitet wird, wobei der Elektrochirurgiegenerator (46) aufweist: einen Ausgangsschwingkreis (314), der eine Eigenresonanzfre quenz innerhalb des vorbestimmten Hochfrequenzbereiches hat und, wenn er durch Treiberimpulse erregt ist, die elektri sche Energie in dem vorbestimmten Frequenzbereich an die Elektrode (58) abgibt, einen Treiberimpulsgenerator (418) zum Abgeben von Treiber impulsen vorbestimmten Energieinhalts an den Ausgangs schwingkreis (314); eine Steuereinrichtung (304, 306), die mit dem Treiberimpuls generator (418) verbunden ist, zum Steuern des Treiberimpuls generators, damit mehrere vorbestimmte unterschiedliche Arten von Treiberimpulsen geliefert werden, wobei jede vorbestimmte andere Art von Treiberimpuls einen anderen Energieinhalt hat; eine Meßeinrichtung (316), die mit dem Ausgangsschwingkreis (314) und mit der Steuereinrichtung (304, 306) verbunden ist, zum Messen einer vorbestimmten elektrischen Signalcharakte ristik in dem Ausgangsschwingkreis (314), die sich auf einen vorbestimmten elektrischen Zustand auf den ionisierten, elek trisch leitenden Bahnen zwischen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) bezieht, wobei die Meßeinrichtung (316) ein Si gnal eines aktiven Wertes an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Signalcharakteristik ge messen wird, und ein Zielwertsignal an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Charakteristik nicht gemessen wird, wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielwertsi gnal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zieltreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts gelie fert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in einem keinen Lichtbogen erzeugenden Zustand zu ionisieren, und wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Signal akti ven Wertes hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein aktiver Treiberimpuls vorbestimmten Energiein halts geliefert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in Lichtbögen (60) zu ionisieren.
eine Einrichtung zum Erzeugen eines Strahls (54) eines vor bestimmten ionisierbaren Gases, das mit einer vorbestimmten Strömungsgeschwindigkeit strömt; eine Elektrode (58), die in dem Gasstrahl (54) angeordnet ist, zum Übertragen von elektrischer Energie auf den Gas strahl (54); und einen Elektrochirurgiegenerator (46), der mit der Elektrode (58) verbunden ist und mit dem elektrische Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich und mit mehreren verschie denen vorbestimmten Leistungswerten erzeugbar und die erzeug te elektrische Energie an die Elektrode (58) abgebbar ist, um ionisierte, elektrisch leitende Bahnen innerhalb des Gas strahls (54) zu erzeugen, durch die die elektrische Energie zu dem Gewebe (62) innerhalb des Gasstrahls (54) geleitet wird, wobei der Elektrochirurgiegenerator (46) aufweist: einen Ausgangsschwingkreis (314), der eine Eigenresonanzfre quenz innerhalb des vorbestimmten Hochfrequenzbereiches hat und, wenn er durch Treiberimpulse erregt ist, die elektri sche Energie in dem vorbestimmten Frequenzbereich an die Elektrode (58) abgibt, einen Treiberimpulsgenerator (418) zum Abgeben von Treiber impulsen vorbestimmten Energieinhalts an den Ausgangs schwingkreis (314); eine Steuereinrichtung (304, 306), die mit dem Treiberimpuls generator (418) verbunden ist, zum Steuern des Treiberimpuls generators, damit mehrere vorbestimmte unterschiedliche Arten von Treiberimpulsen geliefert werden, wobei jede vorbestimmte andere Art von Treiberimpuls einen anderen Energieinhalt hat; eine Meßeinrichtung (316), die mit dem Ausgangsschwingkreis (314) und mit der Steuereinrichtung (304, 306) verbunden ist, zum Messen einer vorbestimmten elektrischen Signalcharakte ristik in dem Ausgangsschwingkreis (314), die sich auf einen vorbestimmten elektrischen Zustand auf den ionisierten, elek trisch leitenden Bahnen zwischen der Elektrode (58) und dem Gewebe (62) bezieht, wobei die Meßeinrichtung (316) ein Si gnal eines aktiven Wertes an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Signalcharakteristik ge messen wird, und ein Zielwertsignal an die Steuereinrichtung abgibt, wenn die vorbestimmte elektrische Charakteristik nicht gemessen wird, wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielwertsi gnal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zieltreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts gelie fert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in einem keinen Lichtbogen erzeugenden Zustand zu ionisieren, und wobei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Signal akti ven Wertes hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein aktiver Treiberimpuls vorbestimmten Energiein halts geliefert wird, der ausreicht, um den Gasstrahl (54) in Lichtbögen (60) zu ionisieren.
55. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 54, dadurch
gekennzeichnet:
daß die Meßeinrichtung (316) weiter ein Zielleistungsum schaltsignal am Anfang beim Messen der vorbestimmten elek trischen Signalcharakteristik liefert, und daß die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielleistungs umschaltsignal anspricht und den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit der Energieinhalt der Zieltreiberimpul se um ein vorbestimmtes Ausmaß reduziert wird.
daß die Meßeinrichtung (316) weiter ein Zielleistungsum schaltsignal am Anfang beim Messen der vorbestimmten elek trischen Signalcharakteristik liefert, und daß die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Zielleistungs umschaltsignal anspricht und den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit der Energieinhalt der Zieltreiberimpul se um ein vorbestimmtes Ausmaß reduziert wird.
56. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 55, dadurch
gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) das Ziellei
stungsumschaltsignal für eine vorbestimmte Zeitspanne nach
dem ersten Messen der vorbestimmten elektrischen Signal
charakteristik aufrechterhält.
57. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 55, dadurch
gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung (316) das Signal ak
tiven Wertes beim Messen der vorbestimmten elektrischen Si
gnalcharakteristik für eine vorbestimmte Zeit liefert, wäh
rend welcher das Zielleistungsumschaltsignal geliefert wird.
58. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 54, gekenn
zeichnet durch:
einen Steuerschalter zum Liefern eines Anforderungssignals, wenn er durch den Chirurg betätigt wird, um die Zufuhr von elektrischer Energie zu dem Gasstrahl (54) anzufordern, wo bei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Anforderungs signal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zusatztreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts zum ersten Ionisieren des Gasstrahls (54) für eine vorbestimmte Zusatzzeitspanne nach dem Auftreten des Anforderungssignals und anschließend der Zieltreiberimpuls nach dem Verstreichen der vorbestimmten Zusatzzeitspanne geliefert wird, wobei je der Zusatztreiberimpuls einen Energieinhalt hat, der größer als der Energieinhalt eines Zieltreiberimpulses und kleiner als der Energieinhalt eines aktiven Treiberimpulses ist.
einen Steuerschalter zum Liefern eines Anforderungssignals, wenn er durch den Chirurg betätigt wird, um die Zufuhr von elektrischer Energie zu dem Gasstrahl (54) anzufordern, wo bei die Steuereinrichtung (304, 306) auf das Anforderungs signal hin den Treiberimpulsgenerator (418) steuert, damit ein Zusatztreiberimpuls vorbestimmten Energieinhalts zum ersten Ionisieren des Gasstrahls (54) für eine vorbestimmte Zusatzzeitspanne nach dem Auftreten des Anforderungssignals und anschließend der Zieltreiberimpuls nach dem Verstreichen der vorbestimmten Zusatzzeitspanne geliefert wird, wobei je der Zusatztreiberimpuls einen Energieinhalt hat, der größer als der Energieinhalt eines Zieltreiberimpulses und kleiner als der Energieinhalt eines aktiven Treiberimpulses ist.
59. Elektrochirurgievorrichtung zum Leiten von elektrischer
Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in einem
ionisierbaren Gasstrahl (54) zu einem Gewebe (62), um einen
Schorf in dem Gewebe zu erzeugen, gekennzeichnet durch:
einen Elektrochirurgiegenerator (46), der eine ausreichend
hohe Endinnenimpedanz zum Übertragen von ausreichender elek
trischer Energie auf ionisierten, elektrisch leitenden Bah
nen in dem Gasstrahl (54) hat, während der Gasstrahl (54)
mit einem vorbestimmten, ausreichend hohen Durchsatz strömt,
um Fluid von der Oberfläche des Stroma eines Gewebes (62)
zu beseitigen, das von natürlichen Fluids durchströmt ist,
und um die Ionisierung aufrechtzuerhalten, wenn der Gas
strahl (54) ausreichenden Abstand von dem Gewebe hat, um
jede elektrochirurgische Wirkung zu vermeiden.
60. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 59, dadurch
gekennzeichnet, daß die hohe Endinnenimpedanz des Elektro
chirurgiegenerators (46) einen Wert übersteigt, der in dem
Bereich von 3000 bis 6000 Ohm liegt.
61. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 60, dadurch
gekennzeichnet, daß der vorbestimmte Gasdurchsatz größer
als 4 Standardliter pro Minute ist.
62. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri
scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in
einem Gasstrahl (54) auf ein Gewebe (62), gekennzeichnet
durch:
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während der chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) und eine Einrichtung (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl aufweist, einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen von elek trischer Energie in dem vorbestimmten Hochfrequenzbereich, eine Gasversorgungseinrichtung (44) zum Versorgen mit Gas zum Erzeugen des Gasstrahls (54), und eine Schnur (48), die das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich über ihre Länge erstreckt und mehrere Gasleithohlräume (50, 74) aufweist, die sich insge samt parallel zu dem elektrischen Leiter (56) erstrecken und den elektrischen Leiter insgesamt umgeben.
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während der chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) und eine Einrichtung (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl aufweist, einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen von elek trischer Energie in dem vorbestimmten Hochfrequenzbereich, eine Gasversorgungseinrichtung (44) zum Versorgen mit Gas zum Erzeugen des Gasstrahls (54), und eine Schnur (48), die das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich über ihre Länge erstreckt und mehrere Gasleithohlräume (50, 74) aufweist, die sich insge samt parallel zu dem elektrischen Leiter (56) erstrecken und den elektrischen Leiter insgesamt umgeben.
63. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 62, dadurch
gekennzeichnet, daß der elektrische Leiter (56) der Schnur
(48) insgesamt in der Querschnittsmitte der Schnur (48) an
geordnet ist.
64. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 63, dadurch
gekennzeichnet, daß die Einrichtung zum Übertragen der elek
trischen Energie in dem Gasstrahl (54) des Handstücks (42)
eine Elektrode (48) aufweist, die sich in die Düse (52) er
streckt und insgesamt in der Querschnittsmitte des Hand
stücks (42) angeordnet ist, und daß der elektrische Leiter
(56) der Schnur (48), der die elektrische Energie leitet,
und die Elektrode (58) des Handstücks (42) im lnneren unge
fähr äquidistant von entgegengesetzten Queraußenoberflächen
sowohl der Schnur (48) als auch des Handstücks (42) angeord
net sind.
65. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 64, dadurch
gekennzeichnet, daß das Gas in der Schnur (48) und in dem
Handstück (42) den elektrischen Leiter (56) in der Schnur
(48) und die Elektrode (58) in dem Handstück (42) insgesamt
umgibt.
66. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 62, dadurch
gekennzeichnet, daß das Handstück (42) weiter aufweist:
einen Griff (104), der mit der Schnur (48) verbunden ist;
eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100), die die
Düse (52) hat zum Erzeugen des Gasstrahls (54) aus Gas,
welches über die Gasleithohlräume (50, 74) der Schnur (48)
zugeführt wird, und eine Elektrode (58) aufweist zum Über
tragen der elektrischen Energie von dem elektrischen Lei
ter (56) der Schnur (48) zu dem Gasstrahl (54), der durch
die Düse (52) erzeugt wird; und
eine Kupplungseinrichtung (102), die mit dem Griff (104)
verbunden ist, zum lösbaren Verbinden der Düsen- und Elek
trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Handstück (42).
67. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 66, gekenn
zeichnet durch:
eine Einrichtung, die auf einen vorbestimmten Gasdruck- oder Gasströmungszustand innerhalb des Handstücks (42) anspricht und den Elektrochirurgiegenerator (46) daran hindert, elek trische Energie abzugeben, wenn festgestellt wird, daß der vorbestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand nicht her gestellt werden kann.
eine Einrichtung, die auf einen vorbestimmten Gasdruck- oder Gasströmungszustand innerhalb des Handstücks (42) anspricht und den Elektrochirurgiegenerator (46) daran hindert, elek trische Energie abzugeben, wenn festgestellt wird, daß der vorbestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand nicht her gestellt werden kann.
68. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 67, dadurch
gekennzeichnet:
daß die Kupplungseinrichtung (102) eine Leitungseinrichtung zum Verlängern jedes Hohlraums (50, 74) der Schnur (48) durch die Kupplungseinrichtung (102) hindurch hat und daß die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) eine Einrichtung aufweist, die, wenn die Düsen- und Elektroden halteeinrichtung (100) richtig in dem Handstück (42) ange schlossen ist, Gas, das in einem Versorgungshohlraum (50) in der Schnur (48) geliefert wird, zurück zu einem anderen, Meß hohlraum (74) in der Schnur (48) leitet, durch den der vor bestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand in dem Hand stück (42) gemessen wird.
daß die Kupplungseinrichtung (102) eine Leitungseinrichtung zum Verlängern jedes Hohlraums (50, 74) der Schnur (48) durch die Kupplungseinrichtung (102) hindurch hat und daß die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) eine Einrichtung aufweist, die, wenn die Düsen- und Elektroden halteeinrichtung (100) richtig in dem Handstück (42) ange schlossen ist, Gas, das in einem Versorgungshohlraum (50) in der Schnur (48) geliefert wird, zurück zu einem anderen, Meß hohlraum (74) in der Schnur (48) leitet, durch den der vor bestimmte Gasströmungs- oder Gasdruckzustand in dem Hand stück (42) gemessen wird.
69. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 68, gekenn
zeichnet durch eine mit dem Meßhohlraum (74) der Schnur (48)
verbundene Einrichtung, die auf den Gaszustand in dem Meß
hohlraum hin den Elektrochirurgiegenerator (46) steuert.
70. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri
scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in
einem Gasstrahl (54) auf ein Gewebe (62), gekennzeichnet
durch:
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während einer chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) sowie eine Elektrode (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl (54) aufweist; einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen der elek trischen Energie mit der vorbestimmten Hochfrequenz; eine Gasversorgungseinrichtung (44) zur Versorgung mit Gas, durch das der Gasstrahl (54) erzeugt wird; eine Schnur (48), welche das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich längs der Schnur erstreckt und den Elektrochirurgiegenerator (46) mit der Elektrode (58) verbindet, und wobei die Schnur (48) außerdem wenig stens einen Gasleitkanal enthält, der Gas von der Gasver sorgungseinrichtung (44) zu der Düse (52) leitet; und eine Einrichtung, die auf den Gasdruck in dem Handstück (42) anspricht, um den Elektrochirurgiegenerator (46) daran zu hindern, elektrische Energie abzugeben, wenn ein vorbe stimmter Gasdruckzustand nicht hergestellt werden kann.
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen während einer chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) sowie eine Elektrode (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in dem Gasstrahl (54) aufweist; einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen der elek trischen Energie mit der vorbestimmten Hochfrequenz; eine Gasversorgungseinrichtung (44) zur Versorgung mit Gas, durch das der Gasstrahl (54) erzeugt wird; eine Schnur (48), welche das Handstück (42) mit dem Elektro chirurgiegenerator (46) und der Gasversorgungseinrichtung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektrischen Leiter (56) aufweist, der sich längs der Schnur erstreckt und den Elektrochirurgiegenerator (46) mit der Elektrode (58) verbindet, und wobei die Schnur (48) außerdem wenig stens einen Gasleitkanal enthält, der Gas von der Gasver sorgungseinrichtung (44) zu der Düse (52) leitet; und eine Einrichtung, die auf den Gasdruck in dem Handstück (42) anspricht, um den Elektrochirurgiegenerator (46) daran zu hindern, elektrische Energie abzugeben, wenn ein vorbe stimmter Gasdruckzustand nicht hergestellt werden kann.
71. Elektrochirurgievorrichtung zum Übertragen von elektri
scher Energie in einem vorbestimmten Hochfrequenzbereich in
einem Gasstrahl (56) zu einem Gewebe (62), gekennzeichnet
durch:
ein stiftartiges Handstück (42), das durch den Chirurgen
während der chirurgischen Prozedur manipulierbar ist und
eine Düse (52) zum Erzeugen des Gasstrahls (54) und eine
Elektrode (58) zum Übertragen der elektrischen Energie in
dem Gasstrahl (54) aufweist;
einen Elektrochirurgiegenerator (46) zum Erzeugen von elek
trischer Energie in dem vorbestimmten Hochfrequenzbereich;
eine Gasversorgungseinrichtung (44) zur Versorgung mit Gas,
durch das der Gasstrahl (54) erzeugt wird; und
eine Schnur (48), die das Handstück (42) mit dem Elektro
chirurgiegenerator (46) und mit der Gasversorgungseinrich
tung (44) verbindet, wobei die Schnur (48) einen elektri
schen Leiter (56) aufweist, der sich längs derselben er
streckt und den Elektrochirurgiegenerator (46) mit der Elek
trode (58) verbindet, und wobei die Schnur (48) außerdem
wenigstens einen Gasleitkanal (50) aufweist, der Gas von der
Gasversorgungseinrichtung (44) zu der Düse (52) leitet;
wobei das Handstück (42) aufweist:
einen Griff (104), der mit der Schnur (48) verbunden ist, eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100), mit der die Düse (52) und die Elektrode (58) integral verbunden sind, und eine Kupplungseinrichtung (102), die mit dem Griff (104) verbunden ist, zum lösbaren Verbinden der Düsen- und Elek trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Handstück (42), wobei die Kupplungseinrichtung (102) außerdem die Elektrode (58) mit dem elektrischen Leiter (56) der Schnur (48) elektrisch verbindet und außerdem Gas aus dem Gasleitkanal (50) in die Düse (52) leitet.
einen Griff (104), der mit der Schnur (48) verbunden ist, eine Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100), mit der die Düse (52) und die Elektrode (58) integral verbunden sind, und eine Kupplungseinrichtung (102), die mit dem Griff (104) verbunden ist, zum lösbaren Verbinden der Düsen- und Elek trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Handstück (42), wobei die Kupplungseinrichtung (102) außerdem die Elektrode (58) mit dem elektrischen Leiter (56) der Schnur (48) elektrisch verbindet und außerdem Gas aus dem Gasleitkanal (50) in die Düse (52) leitet.
72. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 71, dadurch
gekennzeichnet, daß:
der elektrische Leiter (56) insgesamt in der Querschnitts
mitte der Schnur (48) angeordnet ist, und
die Elektrode (58) insgesamt in der Querschnittsmitte des
Handstücks (42) angeordnet ist, wenn die Düsen- und Elek
trodenhalteeinrichtung (100) mit dem Griff (104) verbunden
ist.
73. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 71, dadurch
gekennzeichnet, daß die Elektrode (58) eine langgestreckte
Elektrode ist, die ein im wesentlichen freiliegendes Front
ende hat, und
daß eine Einrichtung vorgesehen ist zum Haltern der Elektro
de, so daß sich das im wesentlichen freiliegende Frontende
derselben im wesentlichen in den Mittelpunkt des Gasströh
mungsweges an einer Stelle innerhalb der Düse (52) erstreckt.
74. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 73, dadurch
gekennzeichnet, daß ein hinteres Ende der Elektrode (58)
freiliegt, mit dem eine elektrische Verbindung zu der Elek
trode (58) in der Kupplungseinrichtung (102) beim Anschlie
ßen der Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) in den
Griff (104) herstellbar ist.
75. Elektrochirurgievorrichtung nach Anspruch 74, dadurch
gekennzeichnet,
daß die Düsen- und Elektrodenhalteeinrichtung (100) eine Ein
richtung aufweist, die eine trichterartige Konfiguration hat
und mit der Düse (52) verbunden ist; und
daß die Einrichtung zum Haltern der Elektrode (58) einen
Kernteil aufweist, der an der Elektrode in einer Position
zwischen dem vorderen und dem hinteren freiliegenden Ende
der Elektrode befestigt ist, und Rippen, die sich zwischen
der trichterartigen Konfiguration und dem Kernteil erstrecken
und durch die die Elektrode (58) in der Düsen- und Elektro
denhalteeinrichtung (100) abgestützt wird.
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