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Hintergrund der Erfindung
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Fachgebiet der Erfindung
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Die
Erfindung betrifft die Ablation von Gewebe während elektrochirurgischen
Verfahren. Insbesondere betrifft die Erfindung die Gewebeablation durch
eine monopolare elektrochirurgische Vorrichtung während arthroskopischen
Verfahren in einer flüssigen
bzw. fluiden Umgebung.
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Beschreibung des Stands
der Technik
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Elektrochirurgische
Verfahren werden üblicherweise
entweder in einer monopolaren Art und Weise durchgeführt, wobei
eine Sonde mit einer aktiven Elektrode verwendet wird, die benachbart
zu Gewebe, an dem operiert wird, plaziert wird, wobei eine Rücklaufelektrode
oder gewöhnliche
Elektrode außerhalb
des Körpers
des Patienten angeordnet ist, oder in einer bipolaren Art und Weise,
in der sowohl die aktive als auch die Rücklaufelektrode auf der gleichen
Sonde sind. Die Verfahren werden verwendet, um Gewebe zu schneiden
oder zu gerinnen, wobei diese unterschiedlichen Funktionen erreicht
werden, indem eine unterschiedliche Energiewellenform und/oder ein
anderer Leistungspegel an die Elektroden angelegt wird. In jüngster Zeit
wurden bipolare elektrochirurgische Vorrichtungen für endoskopische Gewebeablation
an mit einem leitenden Fluid bzw. einer leitenden Flüssigkeit
gefüllten
chirurgischen Stellen anstelle von einfachem Schneiden oder Gerinnen entwickelt.
Derartige neue Vorrichtungen erfordern spezielle, dedizierte und
teure elektrochirurgische Generatoren, neue bipolare Elektrodenkonstruktionen
und hohe Leistungspegel. Der Begriff „Ablation" im Zusammenhang eines chirurgischen
Verfahrens ist allgemein als die Entfernung von Gewebe durch Ver dampfung
definiert. Ablation hat die Nebenbedeutung, daß ein relativ großes Gewebevolumen
entfernt wird. Da Ablation die Entfernung von Gewebe durch eine
hochdichte elektrische Entladung in einer leitenden flüssigen Umgebung
ist, kann festgestellt werden, daß eine Art von Ablation von
den Rändern
aller elektrochirurgischen Elektroden stattfindet, die in einer
Schneidebetriebsart verwendet werden. Dieser Effekt, der unabhängig davon
ist, ob der Rückkehrweg
durch einen herkömmlichen
Rückkontaktierfeld (d.h.
monopolar) oder eine Rücklaufelektrode,
die in den mit leitender Flüssigkeit
gefüllten
Raum eingetaucht ist (d.h. bipolar), bereitgestellt wird, betrifft
die volumetrische Ablation, die Gegenstand dieser Erfindung ist.
Jedoch werden sich die Ablationseigenschaften der Erfindung als
ziemlich unterschiedlich zu bekannten Vorrichtungen erweisen.
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Es
ist Chirurgen wohl bekannt, daß höhere Leistungswerte
für eine
gegebene Elektrodenkonstruktion erhöhte Gewebeentfernungsraten
ergeben, weil das (zum Beispiel während dem Schneiden) entfernte
Gewebevolumen von der Leistungsdichte an der aktiven Elektrode abhängt. Dies
gilt für
monopolare und bipolare Vorrichtungen. Die für Gewebeablation notwendige
Leistungsdichte war jedoch im allgemeinen in bekannten monopolaren
Elektroden nicht über
ausreichend große
Oberflächen
verfügbar,
und das ist der Grund, warum Chirurgen, die eine elektrochirurgische
volumetrische Ablation durchführen möchten, die
bereits erwähnten
bipolaren Ablationssysteme verwenden mußten.
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Die
Leistungsdichte auf der Oberfläche
einer monopolaren Elektrode ist etwas abhängig von der Leitfähigkeit
von Geweben oder Flüssigkeiten,
die in Kontakt mit der Elektrode sind. Die in der Elektrochirurgie
verwendeten leitenden Flüssigkeiten
sind hochleitfähig
und erzeugen eine ungleichmäßige Stromdichte
an der Elektrodenoberfläche.
Die Maximierung dieser Leistungsdichte über ausreichend große Oberflächen erleichtert
die Gewebeablation, und die Erfindung erleichtert die richtige Leistungsdichte über ausreichend
große
Oberflächen
bei niedrigeren Leistungspegeln als denen der vorher erwähnten bipolaren
Gewebe-Ablationsvorrichtungen.
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Für ein elektrochirurgisches
Instrument, das in einem mit einer leitenden Flüssigkeit gefüllten Raum,
wie etwa während
eines arthroskopischen Verfahrens, arbeitet, ist die Stromdichte
an den Rändern
der Elektrode höher
als auf ihren breiteren oder flacheren Oberflächen. Wenn ausreichend Leistung zugeführt wird,
ist die Stromdichte am Rand einer Elektrode in dieser Umgebung ausreichend,
um die Temperatur der Flüssigkeit
zu erhöhen,
wodurch sie leitfähiger
wird. Der aufgrund dieser erhöhten
Leitfähigkeit
erhöhte
Stromfluß erhöht die Flüssigkeitstemperatur
weiter, was die Leitfähigkeit
erhöht,
was den Stromfluß erhöht, etc.
Dies setzt sich fort, bis die Flüssigkeit
an dem Elektrodenrand aufgrund von Kochen beginnt, eine Gasphase
zu bilden, und aufgrund von lokaler Lichtbogenbildung eine Lichtentladung sichtbar
wird. Es wird angenommen, daß die
hohe Stromdichtenentladung und die starke Hitze am Elektrodenrand
eigentlich die Ablation vollbringen. Ebenso erleichtert das Bringen
des Instrumentenrands in Kontakt oder in die ausreichend dichte
Nähe zu
dem Gewebe das Auslösen
der Entladung vom Rand der Elektrode, der dem Gewebe am nächsten ist.
Wenn, nachdem eine derartige hochdichte Entladung ausgelöst wird,
ausreichend Leistung zugeführt
wird, kann das Instrument leicht von dem Gewebe zurückgezogen
werden, während
die hochdichte Entladung am Elektrodenrand aufrecht erhalten wird.
Diese Erscheinung ist Chirurgen, die herkömmliche monopolare elektrochirurgische
Instrumente verwenden, wohl bekannt.
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Obwohl
alle in einer Schneidbetriebsart in einem mit leitender Flüssigkeit
gefüllten
Gebiet verwendeten Elektroden an ihren Rändern eine Ablation erzeugen,
sind nicht alle Elektrodenformen gleich nützlich für die Entfernung von relativ
großen
Gewebevolumen durch Ablation. Zum Beispiel sind herkömmliche
klingenartige Elektroden aufgrund des kleinen Betrags an Randfläche, der
fähig ist,
eine hochdichte Entladung zu erzeugen, schlecht geeignet für die Volumenablation
von Gewebe. Auch, haben massive zylinderförmige Elektroden ebenfalls
einen im Vergleich zur Nichtrandfläche kleinen Betrag an Randfläche. Die
inhärente
Ineffizienz dieser Formen erfordert relativ zu der Oberfläche sehr
hohe Leistungspegel. Der Wirkungsgrad einer Elektrode für die Volumenablation
von Gewebe kann als die in Form einer hochdichten ablativen Entladung
dissipierte Energiemenge durch die von der Vorrichtung insgesamt
dissipierte Energie definiert werden. Da die Elektrode in eine leitende
Flüssigkeit
getaucht wird, fließt
Energie von allen nicht isolierten Oberflächen, die mit der Flüssigkeit
in Kontakt sind, obwohl die von Nichtrandflächen fließende Energie einen niedrigeren
Intensitätspegel
hat und daher ohne erwünschte
Wirkung in der Flüssigkeit
dissipiert. Diese Entladung mit niedriger Dichte kann minimiert
werden, indem die Nichtrandflächen
gegen die leitende Flüssigkeit
isoliert werden und/oder indem Elektrodenformen ausgewählt werden,
die Nichtrandoberflächen
minimieren.
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Die
Erfindung mit ihrer rohrförmigen
Struktur wurde bei niedrigeren Leistungspegeln und mit herkömmlichen
elektrochirurgischen Generatoren in einer monopolaren Betriebsart
als geeignet für
großvolumige
Gewebeablation erkannt, wodurch die elektrochirurgische Ablation
mit viel einfacheren und weniger teuren monopolaren Systemen ermöglicht wird.
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Während andere
monopolare Absaugelektroden mit einem rohrförmigen Querschnitt bekannt und
in der nicht arthroskopischen Chirurgie häufig verwendet werden, sind
sie nur zum Schneiden oder Gerinnen geeignet, und werden, wenn sie
in einer flüssigkeitsgefüllten arthroskopische
Umgebung angeordnet werden, nichts abtragen. Ihre Unfähigkeit zur
Ablation ist das Ergebnis der Art und Weise, wie sie isoliert sind.
Das heißt,
sie haben im allgemeinen eine Schicht aus einer relativ dünnen Polymerisolierung,
die sich bis innerhalb einer spezifizierten relativ großen Entfernung
von der distalen Elektrodenspitze erstreckt. Die spezifizierte Entfernung
ist derart, daß eine
große
Fläche
der Elektrode (typischerweise etwa 4 mm im Durchmesser und mit 4
mm Länge) freiliegt,
um die Gerinnung durch den Kontakt zwischen der rohrförmigen äußeren Umfangsoberfläche der
Elektrode und dem Gewebe in der nicht arthroskopischen Umgebung,
für die
sie konstruiert ist, zu ermöglichen.
Ein derartiger Kauter wäre
aufgrund der großen,
nicht isolierten Oberfläche
in einer salzigen Umgebung unwirksam, da praktisch der ganze Strom ohne
eine klinische Ablationswirkung in die Salzlösung diffundieren würde.
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Wir
haben Kenntnis von der internationalen Patentveröffentlichung WO 98/09575 (Mentor Opthalmics,
Inc.), die eine bipolare elektrochirurgische Vorrichtung beschreibt,
die Elektroden enthält, welche
Teil einer von einem Griff abnehmbaren Spitze sind. Die Elektroden
sind, wenn die Spitze am Griff befestigt ist, für die Verbindung mit elektrischen
Kontakten ausgelegt, und wenn die Spitze gelöst ist, von den Kontakten getrennt.
Die Elektroden sind auf einem Gehäuse der Spitze montiert, so
daß die
proximalen Enden der Elektroden voneinander beabstandet sind. Der
Griff hat eine Öffnung,
die das Gehäuse aufnimmt,
und mehrere Kontakte, die für
die Verbindung mit den proximalen Enden der Elektroden vorgesehen
sind, wenn das Gehäuse
in die Öffnung
eingeführt
wird. Die Spitze und die Elektroden sind Einwegartikel, während der
Griff mit anderen Spitzen in mehreren Verfahren wiederverwendet
werden kann.
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Wir
haben auch Kenntnis von der US-A-5 089 002 (Kirwan Jr.), die einen
bipolaren Einweg-Koagulator beschreibt, der einen Koaxialleiter
mit einem einheitlichen Gehäuse
umfaßt.
Der Koaxialleiter umfaßt
einen äußeren Leiter,
einen inneren Leiter und einen Umfangsisolator. Der Koaxialleiter
wird gebildet, indem der innere Leiter durch den äußeren Leiter geführt wird,
nachdem der Isolator über
dem inneren Leiter gebildet wurde. Der auf diese Weise gebildete Koaxialleiter
umfaßt
drei Anschlußenden.
Das erste und zweite Anschlußende
des Koaxialleiters sind in beabstandeter paralleler Beziehung zueinander
ausgebildet. Ein erster Kontaktstift ist mit dem ersten Anschlußende verbunden,
und ein zweiter Kontaktstift ist mit dem zweiten Anschlußende verbunden.
Das einheitliche Gehäuse
ist über die
elektrische Teilanordnung geformt, welche durch die Verbindung des Koaxialleiters
und der Kontaktstifte gebildet wird, die den Koagulator bilden.
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Ferner
haben wir Kenntnis von dem deutschen Gebrauchsmuster DE 29503626U,
das ein HF-Instrument mit einem Funktionselement und einem damit
verbindenden länglichen
Schaft beschreibt. Der Schaft weist mindestens einen inneren elektrisch
leitenden Abschnitt, bevorzug ein Rohr, und ein aus einem Isoliermaterial
bestehendes äußeres Rohr
auf und hat einen Griff. Der Schaft endet in einem Steckerabschnitt,
und der Griff ist als ein getrennter Abschnitt konstruiert, in welchen
der Steckerabschnitt mit Hilfe eines Klemmelements und auf dem Steckerabschnitt
angeordneten dehnbaren Federn eingeführt werden kann. Das Funktionselement kann
mit dem Schaft verbunden werden, so daß es ersetzt werden kann.
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Es
ist folglich eine Aufgabe dieser Erfindung, eine elektrochirurgische
Gewebe-Ablationsvorrichtung herzustellen, die für die Verwendung mit herkömmlichen
elektrochirurgischen Generatoren in einer monopolaren Betriebsart
geeignet ist.
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Es
ist auch eine Aufgabe dieser Erfindung, eine monopolare Gewebe-Ablationsvorrichtung
herzustellen, die fähig
ist, relativ große
Gewebevolumen bei relativ niedrigen Leistungspegeln abzutragen.
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Es
ist auch eine Aufgabe dieser Erfindung, eine monopolare Elektrode
herzustellen, die fähig
ist, hohe, für
eine Gewebeablation ausreichende Leistungsdichtepegel zu erzeugen,
während
sie von relativ niedrigen Leistungspegeln, bevorzugt weniger als etwa
50 Watt, angetrieben wird.
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Es
ist auch eine Aufgabe dieser Erfindung, eine monopolare Elektrode
herzustellen, die fähig
ist, in einem mit leitender Flüssigkeit
gefüllten
Gebiet eine Gewebeablation zu erzeugen.
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Zusammenfassung der Erfindung
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Diese
und andere Aufgaben werden durch die Erfindung, wie in den beigefügten Patentansprüchen dargelegt,
ge löst.
Die hier offenbarte bevorzugte Ausführungsform verwendet eine massive
elektrisch leitende Elektrode mit einem rohrförmigen distalen Ende mit einem
zylinderförmigen
Rand. Das distale Ende ist durch einen rohrförmigen keramischen Isolator
und eine äußere Polymerisolierhülse isoliert,
um die Stromleitung von dem größten Teil
der äußeren Umfangsoberfläche der
rohrförmigen
Elektrode zu verhindern. Der keramische Isolator erstreckt sich
innerhalb einer kritischen Entfernung von der distalen Spitze der
Metallelektrode, so daß ein großer Bruchteil
der an die Elektrode zugeführten Leistung
mit ausreichender Stromdichte, um die Gewebeablation bei niedrigen
Leistungspegeln zu bewirken, in die umgebende Salzlösung geleitet
wird. Der keramische Isolator kann sich zu der distalen Seite des
rohrförmigen
Elektrodenabschnitts oder sogar ein wenig darüber hinaus erstrecken, die
Ablationswirkung von auf diese Weise isolierten Elektroden ist jedoch
geringer als die von Elektroden, auf denen ein kleiner Teil der
Umfangsoberfläche
der Elektrode der Salzlösung
ausgesetzt ist. Wenn übermäßig Fläche von
der äußeren Umfangsoberfläche freiliegt,
werden höhere
Leistungspegel benötigt,
um eine Ablationsentladung auszulösen, da ein größerer Teil
der Leistung in die Salzlösung
diffundiert, weil Strom mit niedriger Dichte keine erwünschte klinische
Wirkung erzeugt.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
eine schematische Ansicht eines elektrochirurgischen Stifts gemäß dem Stand
der Technik, der an einem Ende mit einer Elektrode und am anderen
Ende mit einem Stecker für
die Verbindung mit einem elektrochirurgischen Generator verbunden
ist.
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2 ist
eine seitliche Rißansicht
der gemäß den Prinzipien
dieser Erfindung aufgebauten monopolaren Elektrode, etwa in tatsächlicher
Größe.
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3 ist
eine vergrößerte Querschnittansicht
von 2.
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4 ist
eine rechte Endansicht von 3.
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5 ist
eine vergrößerte Querschnittansicht
der distalen Spitze der in 2 und 3 gezeigten
Elektrode.
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6 ist
eine vergrößerte Querschnittansicht
der alternativen Ausführungsform
der in 3 gezeigten Elektrode.
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7 ist
eine vergrößerte Querschnittansicht
einer anderen alternativen Ausführungsform
der in 3 gezeigten Elektrode.
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Beschreibung der bevorzugten
Ausführungsform
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Nun
Bezug nehmend auf 1 ist ein herkömmlicher
monopolarer elektrochirurgischer Stift 10 gezeigt, der über ein
Stromkabel 14 mit einem Stecker 12 verbunden ist.
Der Stift 10 ist eine herkömmliche Einheit, die konstruiert
ist, in einen (nicht gezeigten) herkömmlichen elektrochirurgischen
Generator eingesteckt zu werden, und ist geeignet, eine Vielfalt
an Elektroden 16 in seinem distalen Ende 18 aufzunehmen.
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Eine
gemäß den Prinzipien
dieser Erfindung aufgebaute Ablationselektrode 20 ist in 2 etwa
in tatsächlicher
Größe und in 3 vergrößert gezeigt. Die
Elektrode 20 weist eine elektrisch leitende Zylinderstange 22 mit
einem proximalen Ende 24, einem distalen Ende 26 und
einer Achse 27 auf. Die Stange 22 ist an einer
herkömmlichen
Polymernabe 28, die geeignet ist, das Verbinden der Elektrode
mit dem Stift 10 zu erleichtern, befestigt und erstreckt
sich dadurch. Das distale Ende 26 ist mit einem in die
distale Richtung gewandten ringförmigen
zylinderförmigen Rand 30 versehen,
um die Gewebeablation in einer monopolaren Betriebsart bei niedrigen
Leistungspegeln zu ermöglichen.
Die zylinderrohrförmige
Form der Elektrode ermöglicht
die Minimierung der leitenden Fläche
der Elektrode, während
sie auch die omnidirektionale Verwendung um 360° in der Ebene des Elektrodenrands
ermöglicht.
Im Gegensatz zu einem Messer- oder
Klingerand, der nur in begrenzten Richtungen verwendet werden kann,
da die Leistungsdichte an der in die Bewegungsrichtung gewandten Elektrodenoberfläche abhängig von
der Ausrichtung der Vorrichtung schwankt, kann der zylinderförmige Rand über 360° um seine
Achse die gleiche Leistungsdichte bereitstellen. Die rohrförmige Elektrode braucht
nicht zylinderförmig
sein, sondern könnte jede
Querschnittform haben, um die Herstellung von spezialisierten Formen
für spezifischen
Anwendungen zu ermöglichen.
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Die
rohrförmige
Elektrodenform ermöglicht die
Ablation bei niedrigen Leistungspegeln und ist daher effizienter
als bekannte massive Zylinderelektroden, weil das Verhältnis von
Randfläche
zu Nichtrandfläche
größer ist.
Die Herstellung der rohrförmigen
Spitze und des Rands erfordert die Herstellung einer Aussparung 40.
Falls gewünscht,
kann jedoch jede Leitung von den an die Aussparung 40 grenzenden
inneren Oberflächen
verhindert werden, indem ein Isolator in der Bohrung des Rohrs plaziert
wird, wodurch die Leistungsfähigkeit
durch die Beseitigung von Leistungsverlust aufgrund von Entladung
mit geringer Dichte von diesen inneren Oberflächen verbessert wird. Während dies
eine Option ist, ist es für eine
zufriedenstellende Leistung nicht unbedingt notwendig; in ähnlicher
Weise verbessert das Isolieren eines wesentlichen Teils der äußeren Umfangsoberfläche der
Stange ebenfalls den Wirkungsgrad der rohrförmigen Elektrode.
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Das
distale Ende 26 ist von einer koaxialen keramischen Isolatorhülse 32 und
einer Polymerisolatorhülse 34 umgeben.
Die Hülse 34 erstreckt
sich längs
entlang der Elektrode 10 und bedeckt die äußere Oberfläche der
Stange 22 und jeweils die benachbarten distalen und proximalen äußeren Oberflächen der
Nabe 28 bzw. der Hülse 32.
Die keramische Hülse 32 ist
ein Hochtemperaturisolator, der dazu dient, die zylinderförmige äußere Oberfläche des
distalen Endes 26 gegen jedes leitende Fluid bzw. jede
leitende Flüssigkeit
oder jedes leitende Gewebe zu isolieren. Die Hülse 32 muß dick genug
sein und muß sich eine
vorbestimmte ausreichende Entfernung proximal erstrecken, um genug
Hitze zu dissipieren, um sie in die Lage zu versetzen, das distale
Ende der Elektrode weiterhin ohne Rißbildung zu isolieren. Jeder
Bruch der Keramik könnte
nicht nur die Patienten sicherheit beeinträchtigen, sondern könnte durch Herabsetzen.
der Leistungsdichte an dem Elektrodenrand unter den erforderlichen
Schwellwert die Ablationswirkung zerstören. Die keramische Hülse isoliert
die Polymerhülse
auch ausreichend thermisch, um die Integrität der letzteren bei den hohen
Temperaturen, die während
der Verwendung an der Elektrodenspitze erzeugt werden, zu erhalten.
Dies hält auch
die für
die Ablation erforderliche Energiedichte über die Dauer des chirurgischen
Verfahrens aufrecht. Die Länge
L2 (5) der keramischen Hülse ist nur dadurch begrenzt,
daß das
Biegen der distalen Spitze 26 für gewisse (endoskopische oder
arthroskopische) chirurgische Verfahren erwünscht ist. Eine Elektrode mit
einer gebogenen Spitze (wie etwa in 6 und 7 gezeigt)
muß durch
eine Kanüle (z.B.
mit einem Innendurchmesser von 5,5 mm) passen, die keramische Hülse muß also kurz
genug sein, um eine derartige Biegung zu ermöglichen, während sie groß und lang
genug sein muß,
um eine ausreichende Isolierung bereitzustellen. Die Hülse 34 ist bevorzugt
ausreichend biegsam, um fähig
zu sein, die Stange 22 zu isolieren, selbst wenn sie während der
Verwendung absichtlich oder unabsichtlich gebogen wird. Während die
Stange massiver nichtrostender Stahl ist, kann sie für gewisse
Verfahren gebogen werden. Wenn sie nicht absichtlich gebogen wird, können Chirurgen
manchmal auch versehentlich die Elektrode beanspruchen, indem sie
sie während
eines Verfahrens zum Schieben oder Aufbrechen von Elementen benutzen.
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Keramisches
Material wurde für
die Isolatorhülse 32 aufgrund
seiner Fähigkeit,
den hohen Temperaturen, die während
der Ablation an der distalen Elektrodenspitze erzeugt werden, standzuhalten, ausgewählt. Es
wird jedoch bemerkt, daß nicht
alle Keramiken fähig
sind, den hohen Temperaturen und Wärmegradienten standzuhalten,
die an der distalen Spitze der Elektrode vorhanden sind. Die Wärmeleitfähigkeit
und der Wärmediffusionskoeffizient
der Keramik haben eine erhebliche Auswirkung auf ihre Eignung und
Leistungsfähigkeit – mehr als
die absolute Festigkeit. Der in der bevorzugten Ausführungsform verwendete
keramische Isolator ist aus stranggepreßtem Aluminiumoxid- (Al2O3-) basierten Material AD-998
Round Single Bore Tubing (Rundrohr mit einem Bohrungsrohr), hergestellt,
das von der Coors Ceramics Company, Golden, Colorado, erhältlich ist. (Teilweise
stabilisiertes Zirkoniummaterial, wenngleich für einige Anwendungen fester
und härter,
ist aufgrund von Abblättern
und erheblicher Rißbildung durch
thermische Effekte nicht annehmbar.)
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In
der bevorzugten Ausführungsform
ist die Hülse 34 aus
geschrumpftem Polyolefinrohr gefertigt, wenngleich nach Bedarf andere
Hochtemperatur-Polymermaterialien verwendet werden können. Zum Beispiel
könnten
flüssige
Materialien verwendet werden, um die Elektrode zu beschichten, oder
körnige, teilchenförmige Materialien
könnten
darauf eingebrannt werden. Die Hauptanforderung ist, daß das Material
eine Hülse
mit ausreichender elektrischer Durchschlagfestigkeit und geeigneter
Flexibilität
und thermischen Eigenschaften erzeugt.
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Wie
am besten in der vergrößerten Ansicht von 5 zu
sehen, sind der ringförmige
Elektrodenrand 30 und der keramische Isolator 32 durch
einen ringförmigen
Spalt 36 getrennt, um die thermische Ausdehnung des distalen
Endes 26 der Stange 22 zu ermöglichen. Während der Verwendung erfährt die distale
Spitze der Elektrode einen erheblichen Temperaturanstieg. Aufgrund
der Differenz zwischen den Temperaturausdehnungskoeffizienten der
Metallelektrode und des rohrförmigen
keramischen Isolators ist bevorzugt ein gewisser minimaler radialer
Spielraum zwischen der Elektrodenstange und dem Isolator vorhanden.
Ein nicht ausreichender Spielraum führt zu Rißbildung des Isolators, wenn
sich die Elektrode aufheizt und während der Ablation ausdehnt. Ein ähnlicher
Spalt ist in der Nähe
der Polymerhülse 34 nicht
notwendig, weil sie relativ flexibel ist und der Temperaturanstieg
der Elektrodenstange in diesem Bereich erheblich geringer als an
der distalen Spitze 30 ist.
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In
der bevorzugten Ausführungsform
wird ein Klebstoff verwendet, um den keramischen Isolator an der
Elektro denstange zu befestigen. Der Klebstoff muß in einer derartigen Weise
aufgebracht werden, daß er
nicht den Spalt 36 in dem distalen Bereich füllt, wo
die größten Temperaturzunahmen
stattfinden. Dies wird erreicht, indem der Klebstoff (ein geeignetes
bioverträgliches
Hochtemperaturepoxid) nur auf den äußersten proximalen Teil des
keramischen Isolators aufgebracht wird und sichergestellt wird,
daß der
Klebstoff (vor dem Härten)
ausreichend Viskosität
hat, um eine Migration des Klebstoffs in den distalen Teil des Spalts
zu verhindern. Das Vorhandensein des Klebstoffs in dem distalen
Teil des Elektroden-Isolatorspalts kann während der Verwendung eine Rißbildung
des keramischen Isolators bewirken, weil das distale Elektrodenende
sich aufgrund der Erhitzung ausdehnt.
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Eine
axial ausgerichtete zylinderförmige Aussparung 40 ist
in der in die distale Richtung gewandten Oberfläche der Stange 22 vorgesehen,
um die freiliegende leitende Elektrodenoberfläche zu minimieren, um die Leistungsdichte
auf dem ringförmigen
Elektrodenrand zu erhöhen.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist die Elektrode 10 aus etwa 130 mm langem nichtrostendem
Stahl mit einem Durchmesser D1 von 2,4 mm (0,094 Inch) gefertigt.
Der Durchmesser D2 der Aussparung 40 ist 2,1 mm (0,082
Inch), und die Dicke T1 des Rands 30 ist daher 0,15 mm
(0,006 Inch). Die Aussparung 40 hat eine Tiefe L1 von 1
mm (0,04 Inch), und ihr Sackende kann eine Vielfalt an Formen haben,
wobei die gezeigte Form zur einfachen Herstellung durch einen Bohrpunkt
hergestellt wird. Die keramische Hülse 32 hat eine Dicke
T2 von 0,3 mm (0,012 Inch) und eine Länge L2 von 3,0 mm (0, 12 Inch).
Der Spalt 36 hat eine ringförmige Dicke G von 0,04 mm (0,0015
Inch) und ist, abgesehen von dem an der proximalsten Seite des Spalts 36 zwischen
der Stange 22 und der Hülse 32 angeordneten
Epoxid 46, so lang wie die Hülse 32. Die Polymerisolierungshülse 34 (Polyolefin)
hat eine Dicke T3 von 0,25 mm (0,01 Inch) und ist von dem distalsten
Ende der keramischen Hülse
32 um eine Entfernung L3 von 0,13 mm (0,05 Inch) beabstandet. Während herausgefunden
wurde, daß eine
mit diesen Abmessungen aufgebaute Elektrode Gewebe bei Eingangsleistungspegeln
in der Größenordnung
von 30 – 50
Watt abträgt, versteht
sich, daß bei
Abmessungsänderungen
der Elektrode eine zufriedenstellende Ablation bei niedrigeren Leistungspegeln
stattfinden kann. Das heißt, die
erforderliche Leistung ist proportional zu der freiliegenden Elektrodenfläche. Außerdem können es manche
Benutzer bevorzugen, für
gewisse Gewebe bei Leistungspegeln über 50 Watt zu arbeiten. Angesichts
des obigen ist der geltende Leistungsbereich für die Erfindung in einem Bereich
in der Größenordnung
von 0 – 100
Watt, bevorzugt 30 – 50
Watt.
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Wie
in 6 und 7 gezeigt, kann das distale
Ende der Stange 22 relativ zu der Achse der Stange jeweils
um 30° oder
90° oder
jeden anderen geeigneten Winkel gebogen werden, um die alternativen
Elektrodenausführungsformen 10a und 10b herzustellen.
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Während die
hier offenbarten Ausführungsformen
einen ringförmigen
Isolierspalt verwenden, ist der Zweck dieses Spalts, die Rißbildung
in der starren, unflexiblen keramischen Isolierhülse zu verhindern. Wenn Isoliermaterialien
verfügbar
werden, welche die Funktion der keramischen Hülse ausfüllen können, während sie ermöglichen,
daß sich
die Hülse ansprechend
auf die Wärmeausdehnung
der Elektrodenspitze ausdehnt, kann ein derartiger ringförmiger Spalt
unnötig
sein.
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Es
versteht sich für
Fachleute, daß zahlreiche
Verbesserungen und Änderungen
an der bevorzugten Ausführungsform
der hier offenbarten Erfindung vorgenommen werden können, ohne
ihren Schutzbereich, wie durch die beigefügten Patentansprüche definiert,
zu verlassen.