DE69617047T2

DE69617047T2 - Anordnung zur behandlung der haut

Info

Publication number: DE69617047T2
Application number: DE69617047T
Authority: DE
Inventors: E. Eggers; V. Thapliyal
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 1995-11-22
Filing date: 1996-11-19
Publication date: 2002-07-11
Anticipated expiration: 2016-11-20
Also published as: US20040087937A1; US6066134A; US6416508B1; US6224592B1; US6416507B1; AU702687B2; US20070179497A1; EP0886493A4; US6632220B1; WO1997018765A1; US5697882A; AU1054597A; US7217268B2; EP0886493A1; JP3215434B2; US7819863B2; CA2237947C; US20090069807A1; EP1080680A1; EP0886493B1

Description

1. Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf das Gebiet der Elektrochirurgie und insbesondere auf chirurgische Geräte, die eine Hochfrequenzspannung für dermatologische Behandlungen verwenden.
Das Gebiet der Elektrochirurgie enthält eine Vielzahl von lose zueinander in Beziehung stehenden chirurgischen Techniken, die die Anwendung elektrischer Energie gemeinsam haben, um die Struktur oder die Integrität von Patientengewebe zu modifizieren. Elektrochirurgische Verfahren arbeiten üblicher Weise durch die Anwendung von sehr hochfrequenten Strömen, um Gewebestrukturen zu schneiden oder abzutragen, wobei der Vorgang monopolar oder bipolar sein kann. Monopolare Techniken verlassen sich auf einen externen Massen- bzw. Erdanschluss des Patienten, wobei das chirurgische Gerät nur einen einzigen Elektrodenpol definiert. Bipolare Geräte weisen beide Elektroden für die Anlegung von Strom zwischen ihren Oberflächen auf.
Elektrochirurgische Verfahren und Techniken sind besonders vorteilhaft, da sie im allgemeinen die Blutung des Patienten und die Wunde bzw. das Trauma verringern, die Schneidvorgängen zugeordnet sind. Die gegenwärtigen elektrochirurgischen Geräte und Verfahren haben jedoch eine Reihe von Nachteilen. Beispielsweise richten monopolare Geräte im allgemeinen einen elektrischen Strom längs eines definierten Pfades von der freigelegten oder aktiven Elektrode durch den Körper des Patienten zur Rückführelektrode, die extern an einer geeigneten Stelle an dem Patienten befestigt ist. Dies schafft die mögliche Gefahr, dass der elektrische Strom durch undefinierte Pfade in dem Körper des Patienten fließen wird, wodurch das Risiko einer unerwünschten elektrischen Stimulation an Bereichen des Körpers des Patienten erhöht wird. Da der definierte Pfad durch den Körper des Patienten eine relativ hohe Impedanz hat (wegen des großen Abstandes oder des Widerstandes des Körpers des Patienten), müssen zusätzlich große Spannungsdifferenzen in einem typischen Fall zwischen der Rückführ- und der aktiven Elektrode angelegt werden, um einen Strom zu erzeugen, der für das Abtragen oder Schneiden des Zielgewebes geeignet ist. Dieser Strom kann jedoch unbeabsichtigt längs eines Körperpfades mit geringerer Impedanz als der definierte elektrische Pfad fließen, wodurch der Strom, der auf diesem Pfad fließt, wesentlich erhöht wird, wodurch möglicher Weise ein Schaden oder gar eine Zerstörung an dem Gewebe längs dieser Bahn und diese Bahn umgebend verursacht wird.
Bipolare elektrochirurgische Geräte haben einen inherenten Vorteil gegenüber monopolaren Geräten, weil der Pfad des Rückkehrstroms nicht durch den Patienten fließt. Bei pipolaren elektrochirurgischen Geräten werden sowohl die aktive als auch die Rückführelektrode typischer Weise freigelegt, so dass sie beide Gewebe berühren können, wodurch ein Pfad für den Rückkehrstrom von der aktiven zur der Rückführelektrode durch das Gewebe zur Verfügung gestellt wird. Ein Nachteil dieser Konfiguration ist jedoch, dass die Rückführelektrode eine Austrocknung oder Zerstörung des Gewebes an ihrem Kontaktpunkt mit dem Gewebe des Patienten verursachen kann. Darüberhinaus sind die aktive und die Rückführelektrode typischer Weise nahe beieinander angebracht, um sicher zu stellen, dass der Rückkehrstrom direkt von der aktiven zu der Rückführelektrode fließt. Die enge Nachbarschaft dieser Elektroden erzeugt jedoch die Gefahr, dass der Strom sich über die Elektroden kurzschließen wird, wodurch möglicher Weise das elektrische Steuer- bzw. Regelsystem beeinträchtigt und/oder das umgebende Gewebe beschädigt oder zerstört wird.
Die gegenwärtigen elektrochirurgischen Techniken, die für das Abtragen bzw. die Ablation von Gewebe verwendet werden, leiden auch an ihrer Unfähigkeit, die Tiefe der Nekrose in dem zu behandelnden Gewebe zu steuern. Die meisten elektrochirurgischen Geräte verlassen sich auf die Ausbildung eines elektrischen Lichtbogens zwischen der Behandlungselektrode und dem Gewebe, das geschnitten oder einer Ablation unterworfen werden soll, um die gewünschte lokalisierte Erwärmung zu verursachen. Solche Lichtbogen erzeugen elektrochirurgischen Geräten für die Gewebe-Ablation, insbesondere bei dermatologischen V erfahren.
In einem Versuch, wenigstens einige dieser Einschränkungen der Elektrochirurgie zu überwinden, sind Lasergeräte entwickelt worden. Solche Lasergeräte haben jedoch ihre eigenen Mängel. Zunächst kann eine Laserausrüstung sehr kostspielig sein wegen der Kosten, die den Laserlichtquellen zugeordnet sind.
Aus diesen und anderen Gründen werden verbesserte Systeme für die dermatologische Behandlung der Körperoberfläche eines Patienten angestrebt. Diese Systeme sollten in der Lage sein, selektiv Gewebe und andere Körperstrukturen in relativ trockenen Umgebungen, wie sie bei dermatologischen Verfahren auftreten, einer Ablation zu unterwerfen. Solche Geräte sollten in der Lage sein, die Ablation von Geweben durchzuführen, während gleichzeitig die Tiefe der Nekrose begrenzt und der Schaden an dem Gewebe in der Nähe der Behandlungsfläche bzw. -stelle beschränkt ist.

2. Beschreibung des zugehörigen Standes der Technik

Geräte mit Hochfrequenz-Elektroden für den Einsatz in elektrochirurgischen und Elektroätztechniken werden in dem Artikel von Rand u. a. (1985) in J. Arthro. Surg. 1 : 242- 246 und den US-Patenten Nr. 5 281 216; 4 943 290; 4 936 301; 4 593 691; 4 228 800 und 4 202 337 beschrieben. Die US-Patente 4 943 290 und 4 036 301 beschreiben Verfahren zum Injizieren einer nicht-leitenden Flüssigkeit über die Spitze einer monopularen elektrochirurgischen Elektrode, um die Elektrode, während sie erregt ist, gegen ein umgebendes, elektrisch leitendes Berieselungsmittel elektrisch zu isolieren. Die US-Patenten 5 195 959 und 4 674 499 beschreiben monopolare bzw. bipolare elektrochirurgische Geräte, die eine Leitung zur Berieselung der Operationsstelle enthalten.
Die US-Patente Nr. 5 217 455, 6 423 803, 5 102 410, 5 282 797, 5 290 273, 5 304 170, 5 312 395, 5 336 217 beschreiben Laserbehandlungsmethoden für die Entfernung anomaler Hautzellen, wie beispielsweise Pigmentierungen, Verletzungen bzw. Wunden (Läsionen), weichem Gewebe und ähnlichem. Die US-Patente Nr. 5 445 634 und 5 370 642 beschreiben Verfahren zur Verwendung von Laserenergie, um Gewebe während kosmetischer Operationen zu teilen, einzuschneiden bzw. einzuritzen oder rückwärts einzuschneiden bzw. herauszuschneiden. Das US-Patent Nr. 5 261 410 ist auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Feststellung und Entfernung von bösartigem Tumorgewebe gerichtet. Die US-Patente Nr. 5 380 316, 4 658 817, 5 389 096, die PCT-Anmeldung Nr. WO 94/14383 und die europäische Patentanmeldung Nr. 0 515 867 beschreiben Verfahren und Geräte für die perkutane elektrokardiografische Revaskularisation. Diese Verfahren und Geräte umfassen das Richten von Laserenergie gegen Herzgewebe, um Querkanäle durch den Herzmuskel zu bilden, um die Blutströmung von dem ventrikularen Hohlraum zu dem Herzmuskel zu erhöhen.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung schafft ein System zum selektiven Anlegen elektrischer Energie an Strukturen innerhalb der oder auf der Oberfläche des Körpers eines Patienten. Das System ermöglicht es dem Chirurgie-Team elektrochirurgische Eingriffe vorzunehmen, wie beispielsweise Ablation und Schneiden von Körperstrukturen, während gleichzeitig die Tiefe der Nekrose begrenzt und Schäden an Gewebe in der Umgebung der Behandlungsstelle beschränkt werden. Das System und das Verfahren nach der vorliegenden Erfindung sind für dermatologische Verfahren geeignet, die die Ablation von Oberflächengewebe auf der Epidermis involvieren, wie beispielsweise Narben- oder Tattoo-Entfernen, Gewebeverjüngung und Ähnliches.
Die Verwendung der dermatologischen Anordnung/Sonde nach der Erfindung weist das Positionieren der elektrochirurgischen Sonde in der Nähe des Zielgewebes auf, so dass wenigstens eine aktive Elektrode in enge Nachbarschaft zu der Zielstelle gebracht wird. Eine Rückführelektrode wird in einer elektrisch leitenden Flüssigkeit angeordnet, wie beispielsweise einer isotonischen Salzlösung, um einen Pfad für einen Stromfluss zwischen der Zielstelle und der Rückführelektrode zu erzeugen. Dann wird eine Hochfrequenz- Spannung zwischen der aktiven und der Rückführelektrode durch den Stromflusspfad angelegt, der durch die elektrisch leitende Flüssigkeit auf bipolare Weise erzeugt wird. Die Sonde kann dann verschoben, hin und her bewegt oder auf andere Weise manipuliert werden oder die gewünschte Tiefe der Ablation bewirken.
Der Pfad für den Stromfluss kann erzeugt werden, indem eine elektrisch leitende Flüssigkeit längs einer Fluidbahn an der Rückführelektrode vorbei und zu der Zielstelle gerichtet wird, um den Pfad für den Stromfluss zwischen der Zielstelle und der Rückführelektrode zu erzeugen. Dieses Verfahren ist besonders effektiv bei einer trockenen Umgebung (d. h., das Gewebe ist nicht in das fluide Medium ein- bzw. untergetaucht), wie beispielsweise offene, endoskopische oder orale Chirurgie, weil die elektrisch leitende Flüssigkeit einen geeigneten Pfad für den Stromfluss von der Zielstelle zu der Rückführelektrode zur Verfügung stellt. Die aktive Elektrode ist an dem distalen Ende der Sonde angeordnet, und die Rückführelektrode ist im Abstand von der aktiven Elektrode vorgesehen und in einer isolierenden Umhüllung eingeschlossen. Dieses Vorgehen minimiert das Bloßlegen der Rückführelektrode zu dem umgebenden Gewebe und minimiert ein mögliches Kurzschließen des Stroms zwischen der aktiven und der Rückführelektrode. Bei oralen Verfahren kann die Sonde direkt in den Hohlraum des offenen Mundes eingeführt werden, so dass die aktive Elektrode gegen das Zahnfleisch- bzw. Gingival- oder Schleimhaut-Gewebe positioniert wird.
Nach einem spezifischen Aspekt der Erfindung erzeugt die Hochfrequenz-Spannung, die zwischen der aktiven und der Rückführelektrode angelegt wird, Hochspannungsgradienten in der Nähe der Sondenspitze. Diese Hochspannungsgradienten reichen aus, um ein elektrisches Feld an der distalen Grenze der aktiven Elektrode(n) zu erzeugen, das ausreichend hoch ist, um das 1 Gewebe durch molekulare Dissoziation oder Disintegration aufzubrechen. Die Hochfrequenz-Spannung führt der Zielstelle Energie zu, um eine dünne Gewebeschicht durch Ablation abzutragen, ohne dass eine wesentliche Nekrose des Gewebes über die Grenze der dünnen Schicht des durch Ablation entfernten Gewebes verursacht wird. Dieses Ablations- Verfahren kann präzise gesteuert werden, um die volumetrische Entfernung des Gewebes auszuführen, die so dünn ist wie einige Zellschichten, unter minimaler Erwärmung oder Beschädigung der umgebenden oder darunter liegenden Gewebestrukturen.
Die Anmelderin glaubt, dass diese präzise gesteuerte Ablation wenigstens teilweise durch das hohe elektrische Feld verursacht wird, das rund um die Spitze der aktiven Elektrode(n) innerhalb der elektrisch leitenden Flüssigkeit erzeugt wird. Das elektrische Feld verdampft die elektrisch leitende Flüssigkeit in eine dünne Schicht über wenigstens einem Bereich der Oberfläche der aktiven Elektrode und ionisiert dann die Dampfschicht aufgrund des Vorhandenseins einer ionisierbaren Spezies in der Flüssigkeit. Diese Ionisierung und das Vorhandensein der starken elektrischen Felder in einer verdampften Schicht geringer Dicke induziert die Entladung von hochenergetischen Elektronen und Photonen in der Form von ultravioletter Energie aus der Dampfschicht. Die ultraviolette Energie und/oder energiereiche Elektroden verursachen eine Disintegration der Gewebemoleküle in der Nähe der Dampfschicht. Diese Energieentladung kann präzise gesteuert werden, um die volumetrische Entfernung von Gewebedicken durchzuführen, die von einigen Millimetern bis zu einigen Zellschichten reichen, ohne dass die umgebenden oder darunter liegenden Zellstrukturen erwärmt oder auf andere Weise beschädigt werden.
Die aktive(n) Elektrode(n) wird/werden während des Ablations-Prozesses in einem geeigneten Abstand von dem Zielgewebe weg angeordnet werden. Dieser Abstand ermöglicht den kontinuierlichen Nachschub der elektrisch leitenden Flüssigkeit an der Grenzfläche zwischen der/den aktive(n) Elektrode(n) und der Oberfläche des Zielgewebes. Dieser kontinuierliche Nachschub der elektrisch leitenden Flüssigkeit hilft zu gewährleisten, dass die dünne Dampfschicht oder der Bereich über wenigstens einem Teil der aktiven Elektrode(n) zwischen der(den) aktiven Elektrode(n) und der Gewebeoberfläche bleiben wird. Nach einer bevorzugten Ausführungsform wird/werden die aktive(n) Elektrode(n) verschoben und/oder quer relativ zu dem Gewebe gedreht, d. h., in einer leichten Bürstenbewegung, um die Zufuhr des elektrischen leitenden Fluids in dem Bereich zwischen der/den aktiven Elektrode(n) und dem Gewebe aufrechtzuerhalten. Diese dynamische Bewegung der aktiven Elektrode(n) über der Gewebestelle ermöglicht es auch, dass die elektrisch leitende Flüssigkeit das Gewebe, das die gerade erst durch Ablation abgetragene Fläche umgibt, kühlt, um Schäden an dem umgebenden Gewebe minimal zu halten.
Das Gerät nach der vorliegenden Erfindung weist eine elektrochirurgische Anordnung/Sonde auf, wie sie im Anspruch 1 definiert ist.
Die Elektroden-Anschlüsse werden nach einer bevorzugten Ausführungsform eine ausreichend kleine Fläche, eine Verlängerungs-(oder Rezessions- bzw. Verkürzungs)Länge von der Sonde und scharfe Ecken bzw. Kanten und/oder Oberflächen-Unebenheiten bzw. -Rauhheiten in der Weise haben, dass lokalisierte hohe Stromdichten auf den Elektroden-Anschlüssen begünstigt werden, die wiederum zur Bildung einer verdampften Schicht oder eines verdampften Bereiches über wenigstens einem Teil der aktiven Elektrode(n) führen, gefolgt von dem durch das hohe elektrische Feld induzierten Durchschlagen (d. h. Ionisierung) der ionisierbaren Spezies in der Dampfschicht oder dem Dampfbereich und der Emission von Photonen und/oder Elektronen ausreichender Energie, um eine Dissoziation der Moleküle in dem Zielgewebe zu verursachen.
Bei einer beispielhaften Ausführungsform haben die bzw. jede aktive Elektrode eine solche Größe und sind so angeordnet, um lokalisierte Energiequellen (beispielsweise Punktquellen oder Quellen mit einem relativ kleinen effektiven Radius) an den distalen Spitzen der Elektrode(n) zu erzeugen, wenn eine Spannung in ausreichend hoher Frequenz an die Rückführ- und aktiven Elektroden angelegt wird. Diese kleinen lokalisierten Quellen erzeugen eine intensive Energie an den distalen Enden der Elektroden für die molekulare Dissoziation oder Ablation von Gewebe in Kontakt mit oder in enger Nachbarschaft zu den Elektroden-Spitzen. Da die lokalisierten Quellen relativ kleine Radien haben, nimmt zusätzlich der Energiefluss mit dem Quadrat des Abstandes von den lokalisierten Quellen ab, so dass das Gewebe in größeren Abständen von den Elektroden-Spitzen nicht signifikant durch den Energiefluss beeinflusst wird.
Die der vorliegenden Beschreibung beiliegenden Zeichnungen fallen nicht unter die Definition der Erfindung, da sie sich auf Anordnungen/Sonden mit vorstehenden Elektroden- Anschlüssen beziehen. Diese Zeichnungen und die zugehörigen Kommentare sind sinnvoll, um die Prinzipien zu erläutern, auf der die Ablation und das Schneiden von Gewebe beruhen. Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Sonden für dermatologische Behandlungen mit ausgesparten Elektroden-Anschlüssen, wie sie im Anspruch 1 definiert sind.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist eine perspektivische Ansicht des elektrochirurgischen Systems einschließlich einer elektrochirurgischen Sonde, einer Einspeisung für eine elektrisch leitende Flüssigkeit und einer elektrochirurgischen Stromzuführung, die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut sind;
Fig. 2A ist im vergrößerten Maßstab eine Querschnittsansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 1, die eine Elektroden-Anordnung darstellt, die für das rasche Schneiden und die Ablation von Gewebestrukturen geeignet ist;
Fig. 2B ist im vergrößerten Maßstab eine Stirnansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 1;
Fig. 2C ist eine Quezschnittsansicht des proximalen Endes der elektrochirurgischen Sonde, die eine Anordnung zur Kopplung der Sonde zu der Zuführung für die elektrisch leitende Flüssigkeit nach Fig. 1 zeigt;
Fig. 3 ist eine detaillierte Querschnittsansicht einer alternativen Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 1;
Fig. 4 ist eine Stirnansicht des distalen Endes der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 3;
Fig. 5 ist eine Stirnansicht einer weiteren Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 1;
Fig. 6 ist eine partielle Querschnitts-Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde mit der Elektroden-Gruppe, die quer zu der Achse der Sonde angeordnet ist;
Fig. 7 ist eine teilweise Vorder-Querschnittsansicht einer elektrochirurgischen Sonde und einer Zuführwelle für eine elektrisch leitende Flüssigkeit, die die Verwendung der Sonde und der Welle bei der Ablations-Behandlung von Zielgewebe zeigt;
Fig. 8 ist im vergrößerten Maßstab eine Querschnittsansicht der distalen Spitze einer weiteren Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde nach Fig. 1;
Fig. 9 ist eine detaillierte Stirnansicht der Sonde nach Fig. 8;
Fig. 10 ist eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit einer Welle mit einem gewinkelten, distalen Bereich;
Fig. 11 ist eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde mit einer Welle mit einem senkrechten distalen Bereich;
Fig. 12-14 sind bei der vorliegenden Beschreibung gestrichen worden.
Fig. 15 ist eine Querschnittsansicht der distalen Spitze der elektrochirurgischen Sonde, die elektrische Feldlinien zwischen der aktiven und der Rückführelektrode zeigt;
Fig. 16 ist im vergrößerten Maßstab eine Querschnittsansicht der distalen Spitze der Sonde nach Fig. 15, die eine Dampfschicht zeigt, die zwischen den aktiven Elektroden und dem Zielgewebe ausgebildet ist;
Fig. 17 ist eine Querschnittsansicht einer alternativen elektrochirurgischen Sonde für die Anlegung einer Hochfrequenz-Spannung an Gewebeschichten der Epidermis;
Fig. 18-20 sind bei der vorliegenden Beschreibung gestrichen worden.
Fig. 21 stellt einen distalen Bereich einer alternativen Ausführungsform der Sonde nach Fig. 2A bis 2C dar, in die eine einzige Elektrode mit rohrförmiger Geometrie eingebaut ist;
Fig. 22 ist eine Querschnittsansicht des distalen Endes der Sonde nach Fig. 21;
Fig. 23 ist eine Seiten-Querschnittsansicht eines distalen Bereiches einer weiteren Ausführungsform der Sonde nach Fig. 2A-2C, in die mehrere Elektroden eingebaut sind, die zu einer einzigen Elektrodenleitung konvergieren; und
Fig. 24 ist eine Seiten-Querschnittsansicht eines distalen Bereiches einer weiteren Ausführungsform der Sonde nach Fig. 2A-2C, in die einzige Elektrode eingebaut ist, die mit einer einzigen Elektrodenleitung verbunden ist.
Die vorliegende Erfindung schafft ein System zum selektiven Anlegen von elektrischer Energie an eine Zielstelle innerhalb oder auf einem Körper eines Patienten, wie beispielsweise festes Gewebe oder Ähnliches, zu denen insbesondere Gingival-Gewebe und Schleimhaut- Gewebe, die sich im Mund befinden, gehören, oder Epiderm-Gewebe auf der äußeren Haut. Aus Gründen der Vereinfachung wird die verbleibende Offenbarung spezifisch auf die Ablation von Oberflächen-Gewebe der Epidermis bei dermatologischen Verfahren gerichtet werden.
Die vorliegende Erfindung kann eine einzige aktive Elektrode oder eine Elektrodengruppe benutzen, die über eine distale Kontaktoberfläche einer Sonde verteilt sind. Die Elektrodengruppe enthält typischer Weise eine Vielzahl von unabhängig strombegrenzten und/oder leistungs- bzw. energiegesteuerten Elektroden-Anschlüssen, um elektrische Energie selektiv an das Ziel-Gewebe anzulegen, während die unerwünschte Anlegung von elektrischer Energie an das umgebende Gewebe und die Umgebung begrenzt wird, die sich aus der Energie-Streuung auf umgebende, elektrische leitende Flüssigkeiten, wie beispielsweise Blut, normale Salzlösung und ähnliche Flüssigkeiten ergibt. Die Elektroden-Anschlüsse können unabhängig strombegrenzt werden durch Verwendung einer Isolierung für die Anschlüsse voneinander und einer Verbindung jedes Anschlusses mit einer getrennten Energiequelle, die von den anderen Elektroden-Anschlüssen isoliert ist. Als Alternative hierzu können die Elektroden-Anschlüsse miteinander an entweder dem proximalen oder dem distalen Ende der Sonde verbunden werden, um einen einzigen Draht zu bilden, der eine Kopplung mit einer Energiequelle herstellt.
Die elektrochirurgische Sonde wird eine Welle mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende aufweisen, die eine aktive Elektrode trägt. Die Welle kann eine große Vielzahl von Konfigurationen annehmen, wobei der primäre Zweck darin liegt, die aktive Elektrode mechanisch zu haltern und es dem behandelnden Arzt zu erlauben, die Elektrode von einem proximalen Ende der Welle zu manipulieren. Die Welle wird typischer Weise einen Durchmesser von wenigstens 1 mm und häufig im Bereich von 1 bis 10 mm haben. Selbstverständlich kann für dermatologische Behandlungen an der äußeren Haut die Welle jede geeignete Länge und jeden geeigneten Durchmesser haben, der die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern würde.
Die Welle kann starr oder flexibel sein, wobei flexible Wellen optional mit einem im allgemeinen starren äußeren Rohr zur mechanischen Halterung kombiniert sind. Flexible Wellen können mit Zugdrähten, Formspeicher-Stellgliedern (shape memory actuators) und anderen Mechanismen für die Durchführung der selektiven Deflektion bzw. Verbiegung des distalen Endes der Welle kombiniert werden, um die Positionierung der Elektroden-Gruppe zu vereinfachen. Die Welle wird üblicher Weise eine Vielzahl von Drähten oder anderen leitenden Elementen enthalten, die axial durch die Welle verlaufen, um die Verbindung der Elektroden-Gruppe mit einem Anschlussglied am proximalen Ende der Welle zu ermöglichen. Spezifische Wellendesigns werden im Detail in Verbindung mit den Figuren im folgenden beschrieben werden.
Die umschriebene Fläche der Elektroden-Gruppe liegt im Bereich von 0,25 mm² bis 75 mm², bevorzugt im Bereich von 0,5 mm² bis 40 mm², und wird üblicher Weise wenigstens zwei isolierte Elektroden-Anschlüsse enthalten, noch üblicher wenigstens vier Elektroden- Anschlüsse, bevorzugt wenigstens sechs Elektroden-Anschlüsse, und oft 50 oder mehr Elektroden-Anschlüsse, die über den distalen Kontaktoberflächen auf der Welle angeordnet sind. Wenn man die Elektrodengruppe(n) auf der/den Kontaktfläche(n) in enge Nähe zu dem Zielgewebe bringt und die Hochfrequenz-Spannung zwischen der/den Gruppe(n) und einer zusätzlichen gemeinsamen oder Rückführelektrode in direkten oder indirekten Kontakt mit dem Körper des Patienten anlegt, so wird das Zielgewebe selektiv durch Ablation entfernt, was die selektive Abtragung von Bereichen des Zielgewebes ermöglicht, während wünschenswerter Weise die Tiefe der Nekrose für das umgebende Gewebe minimal gemacht wird. Die Erfindung schafft ein Gerät zur Durchführung einer effektiven Ablation von Gewebe, das in enger Nähe zu anderen kritischen Organen, Gefäßen oder Strukturen (z. B. jede geeignete Länge und jeden geeigneten Durchmesser haben, der die Handhabung durch den Chirurgen erleichtern würde.
Die Welle kann starr oder flexibel sein, wobei flexible Wellen optional mit einem im allgemeinen starren äußeren Rohr zur mechanischen Halterung kombiniert sind. Flexible Wellen können mit Zugdrähten, Formspeicher-Stellgliedern (shape memory actuators) und anderen Mechanismen für die Durchführung der selektiven Deflektion bzw. Verbiegung des distalen Endes der Welle kombiniert werden, um die Positionierung der Elektroden- Gruppe zu vereinfachen. Die Welle wird üblicher Weise eine Vielzahl von Drähten oder anderen leitenden Elementen enthalten, die axial durch die Welle verlaufen, um die Verbindung der Elektroden-Gruppe mit einem Anschlussglied am proximalen Ende der Welle zu ermöglichen. Spezifische Wellendesigns werden im Detail in Verbindung mit den Figuren im folgenden beschrieben werden.
Die umschriebene Fläche der Elektroden-Gruppe liegt im Bereich von 0,25 mm² bis 75 mm², bevorzugt im Bereich von 0,5 mm² bis 40 mm², und wird üblicher Weise wenigstens zwei isolierte Elektroden-Anschlüsse enthalten, noch üblicher wenigstens vier Elektroden-Anschlüsse, bevorzugt wenigstens sechs Elektroden-Anschlüsse, und oft 50 oder mehr Elektroden-Anschlüsse, die über den distalen Kontaktoberflächen auf der Welle angeordnet sind. Wenn man die Elektrodengruppe(n) auf der/den Kontaktfläche(n) in enge Nähe zu dem Zielgewebe bringt und die Hochfrequenz-Spannung zwischen der/den Gruppe(n) und einer zusätzlichen gemeinsamen oder Rückführelektrode in direkten oder indirekten Kontakt mit dem Körper des Patienten anlegt, so wird das Zielgewebe selektiv durch Ablation entfernt, was die selektive Abtragung von Bereichen des Zielgewebes ermöglicht, während wünschenswerter Weise die Tiefe der Nekrose für das umgebende Gewebe minimal gemacht wird. Die Erfindung schafft ein Gerät zur Durchführung einer effektiven Ablation von Gewebe, das in enger Nähe zu anderen kritischen Organen, Gefäßen oder Strukturen (z. B. Zähnen, Knochen) angeordnet werden kann, indem gleichzeitig (1) bewirkt wird, dass eine elektrisch leitende Flüssigkeit zwischen der gemeinsamen und der aktiven Elektrode fließt, (2) elektrische Energie an das Zielgewebe angelegt wird, das die Spitze der Sonde umgibt und sich in ihrer unmittelbaren Nähe befindet, (3) die aktive(n) Elektroden(n) in enger Nähe zu dem Zielgewebe gebracht wird/werden, wobei die Sonde selbst benutzt wird, und (4) optional die Elektroden-Gruppe axial und/oder quer über das Gewebe bewegt wird.
Nach einer Konfiguration ist jeder individuelle Elektroden-Anschluss in der Elektroden- Gruppe elektrisch von allen anderen Elektroden-Anschlüssen in der Gruppe innerhalb der Sonde isoliert und mit einer Energiequelle, die von jeder der anderen Elektroden in der Gruppe isoliert ist, oder mit einer Schaltungsanordnung verbunden, die den Stromfluss zu der Elektrode begrenzt oder unterbricht, wenn Material mit geringem Widerstand (z. B. Blut oder ein Berieselungsmittel aus elektrisch leitender Salzlösung) einen Pfad mit geringer Impedanz zwischen der gemeinsamen Elektrode und dem individuellen Elektroden- Anschluss verursacht. Die isolierten Energiequellen für jede individuelle Elektrode können getrennte Energiezuführungs-Schaltungsanordnungen mit internen Impedanz-Charakteristiken bzw. -Kennlinien sein, welche die Energiezufuhr zu dem zugehörigen Elektroden- Anschluss begrenzen, wenn man auf einen Rückführpfad mit geringer Impedanz trifft, kann aber auch eine einzige Energiequelle sein, die mit jeder der Elektroden durch unabhängig betätigbare Schalter verbunden ist, oder kann durch unabhängige Strombegrenzungselemente gebildet werden, wie beispielsweise Induktoren, Kondensatoren, Widerstände und/oder Kombinationen dieser Elemente. Die Strombegrenzungselemente können in der Sonde, den Verbindungsgliedern, dem Kabel, dem Kontroller oder längs des leitenden Pfades von dem Kontroller zu der distalen Spitze vorgesehen werden. Als Alternative hierzu kann der Widerstand und/oder die Kapazität auf der Oberfläche der aktiven Elektrode(n) aufgrund von Oxidschichten auftreten, die ausgewählte Elektroden-Anschlüsse bilden (z. B. Titan oder eine Widerstandsbeschichtung auf der Oberfläche des Metalls, wie beispielsweise Platin).
Der Spitzenbereich der Sonde kann aus vielen unabhängigen Elektroden-Anschlüssen zusammengesetzt sein, die so ausgelegt sind, dass sie elektrische Energie in der Nähe der Spitze zuführen bzw. liefern. Die selektive Anlegung der elektrischen Energie an das Zielgewebe wird erreicht, indem jeder individuelle Elektroden-Anschluss und die gemeinsame Elektrode mit einer Energiequelle mit unabhängig gesteuerten oder strombegrenzten Kanälen verbunden wird. Die gemeinsame Elektrode kann ein rohrförmiges Element aus leitendem Material proximal zu der Elektroden-Gruppe an der Spitze sein, die auch als Leitung für die Zuführung der elektrisch leitenden Flüssigkeit zwischen der aktiven und der gemeinsamen Elektrode dient. Die Anlegung der Hochfrequenz-Spannung zwischen der gemeinsamen Elektrode und der Elektroden-Gruppe führt zur Erzeugung von hohen elektrischen Feldintensitäten an den distalen Spitzen der Elektrode mit der Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem individuellen Elektroden-Anschluss zu der gemeinsamen Elektrode. Der Stromfluss von jedem individuellen Elektroden-Anschluss zu der gemeinsamen Elektrode wird durch entweder aktive oder passive Mittel oder durch eine Kombination dieser Mittel gesteuert, um elektrische Energie zu dem Targetgewebe zu liefern, während die Energiezufuhr zu dem umgebenden (Nicht-Target) Gewebe und jedem leitenden fluiden Medium minimal gemacht wird, das vorhanden sein kann (beispielsweise Blut, elektrolytische Berieselungs- bzw. Irrigations- bzw. Ausspülmittel, wie beispielsweise eine Salzlösung und Ähnliches).
Nach einem bevorzugten Aspekt nutzt die Erfindung die Unterschiede in der elektrischen Widerstandsfähigkeit zwischen dem Zielgewebe und der umgebenden leitenden Flüssigkeit (z. B. isotonisches Irrigations- bzw. Ausspülmittel auf der Basis einer Salzlösung) aus. Beispielhaft wird auf folgendes hingewiesen. Für jeden ausgewählten Pegel bzw. Wert der angelegten Spannung wird die Strom-Steueranordnung, die mit der individuellen Elektrode verbunden ist, den Stromfluss so begrenzen, dass die Erwärmung der intervinierenden leitenden Flüssigkeit minimal gemacht wird, wenn der Pfad der elektrischen Leitung zwischen der gemeinsamen Elektrode und einer der individuellen Elektroden-Anschlüsse innerhalb der Elektroden-Gruppe eine Irrigationsflüssigkeit auf der Basis einer isotonischen Salzlösung (mit einer relativ geringen elektrischen Impedanz) ist. Wenn ein Teil des oder der gesamte Pfad der elektrischen Leitung zwischen der gemeinsamen Elektrode und einer der indivivuellen Elektroden-Anschlüsse innerhalb der Elektroden-Gruppe Gewebe ist, wird andererseits die Strom-Steuerschaltungsanordnung oder der Schalter, der mit der individuellen Elektrode verbunden ist, einen Stromfluss erlauben, der für die Aufbringung der elektrischen Energie und der zugehörigen Ablation oder elektrischem Durchschlag des Zielgewebes in der unmittelbaren Nähe der Elektroden-Oberfläche ausreicht.
Die Anlegung einer Hochfrequenz-Spannung zwischen der gemeinsamen Rückführelektrode und der Elektroden-Gruppe für geeignete Zeitintervalle führt eine Ablation oder eine Umformung des Zielgewebes durch. Das Gewebevolumen, über das Energie verteilt wird (d. h., es existiert ein hoher Spannungs-Gradient) kann präzise gesteuert werden, beispielsweise durch die Verwendung einer Vielzahl von kleinen Elektroden, deren effektive Durchmesser im Bereich von ungefähr 2 mm bis 0,01 mm liegen, bevorzugt von ungefähr 1 mm bis 0,05 mm, und besonders bevorzugt von ungefähr 0,5 mm bis 0,1 mm. Elektroden-Flächenbereiche für sowohl kreisförmige als auch nicht kreisförmige Anschlüsse werden eine Kontaktfläche (pro Elektrode) unter 5 mm² haben, bevorzugt im Bereich von 0,0001 mm² bis 1 mm², und besonders bevorzugt von 0,005 mm² bis 0,5 mm². Die Verwendung von Elektroden-Anschlüssen mit kleinem Durchmesser erhöht die Intensität des elektrischen Feldes und verringert das Ausmaß oder die Tiefe der Gewebe-Nekrose als eine Konsequenz der Divergenz der Stromflusslinien, die von der freiliegenden Oberfläche jedes Elektroden-Anschlusses ausgehen. Es hat sich herausgestellt, dass die Energieaufbringung in Gewebe, die für einen irreversiblen Schaden ausreicht (d. h., Nekrose) auf einen Abstand begrenzt werden soll, der ungefähr einen halben bis einen Elektroden- Durchmesser ausmacht. Dies ist ein spezifischer Vorteil gegenüber herkömmlichen elektrochirurgischen Sonden, die einzelne und/oder größere Elektroden verwenden, bei denen die Tiefe der Gewebe-Nekrose nicht ausreichend begrenzt werden kann.
Bei vorherigen elektrochirurgischen Vorrichtungen sind die erhöhte Energie-Beaufschlagung und Ablations-Raten durch Vergrößerung der Elektrodenfläche erreicht worden. Überraschend hat es sich in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung herausgestellt, dass die Gesamt-Elektroden-Fläche erhöht werden kann (um die Energiezufuhr und die Ablations-Rate zu erhöhen), ohne dass die Tiefe der Nekrose zunimmt, indem mehrere kleine Elektroden-Anschlüsse vorgesehen werden. Bevorzugt werden die Anschlüsse in einem Abstand voneinander im Bereich von ungefähr einer Hälfte des Durchmessers bis zu einem Durchmesser für die optimale Energiezufuhr ausgelegt werden, wie unten diskutiert wird. Die Tiefe der Nekrose kann weiter gesteuert werden, indem die angelegte Spannung an- und abgeschaltet wird, um Stromimpulse zu erzeugen, wobei die Impulse eine ausreichende Länge und zugehörige Energiedichte haben, um die Ablation durchzuführen, während sie für Zeitspannen abgeschaltet werden, die ausreichend lang sind, um die thermische Relaxation zwischen den Energieimpulsen zu ermöglichen. Auf diese Weise können die Dauer und die Größe der Energieimpulse sowie die Zeitspannen zwischen den Energieimpulsen ausgewählt werden, um effiziente Raten für die Gewebe-Ablation zu erreichen, während die Temperatur der behandelten Gewebe-Zone "relaxieren" oder zu normalen physiologischen Temperaturen (üblicher Weise innerhalb von 10ºC der normalen Körpertemperatur [37ºC], bevorzugt innerhalb von SºC) vor dem Einsetzen des nächsten Energie-(Strom)Impulses zurückkehren kann.
Zusätzlich zu den oben beschriebenen Verfahren hat die Anmelderin einen weiteren Mechanismus für die Ablations-Abtragung von Gewebe entdeckt, während die Tiefe der Nekrose minimal gemacht wird. Dieser Mechanismus involviert das Anlegen einer Hochfrequenz-Spannung zwischen der Oberfläche der aktiven Elektrode und der Rückführelektrode, um hohe elektrische Feldintensitäten in der Nähe der Stelle des Ziel-Gewebes zu entwickeln. Die hohen elektrischen Feldintensitäten führen zu einem durch das elektrische Feld induzierten molekularen Durchbruch des Ziel-Gewebes durch molekulare Dissoziation (statt der thermischen Verdampfung oder Karbonisierung). Mit anderen Worten wird die Gewebe-Struktur volumetrisch durch molekulare Disintegration von komplexen organischen Molekülen in nicht-lebensfähige Atome und Moleküle, wie beispielsweise Wasserstoff, Kohlenstoffoxide, Kohlenwasserstoffe und Stickstoff-Verbindungen, entfernt. Diese molekulare Disintegration entfernt die Gewebe-Struktur vollständig, und zwar im Gegensatz zur Umwandlung des Gewebe-Materials von einer festen Form direkt in eine Dampfform, wie es typischer Weise bei der Ablation der Fall ist.
Die hohen elektrischen Feldintensitäten können erzeugt werden, indem eine Hochfrequenz- Spannung, die ausreicht, um die elektrisch leitende Flüssigkeit zu verdampfen, über wenigstens einen Teil der aktiven Elektrode(n) in dem Bereich zwischen der distalen Spitze der aktiven Elektrode und dem Ziel-Gewebe angelegt wird. Da die Dampfschicht oder der verdampfte Bereich eine relativ hohe elektrische Impedanz hat, erhöht sie die Spannungsdifferenz zwischen der Spitze der aktiven Elektrode und dem Gewebe und verursacht eine Ionisation innerhalb der Dampfschicht aufgrund des Vorhandenseins einer ionisierbaren Spezies (z. B. Natrium, wenn eine isotonische Salzlösung das elektrisch leitende fluide Medium ist). Diese Ionisierung induziert unter optimalen Bedingungen die Entladung von energetischen Elektroden und Photonen aus der Dampfschicht und zu der Oberfläche des Ziel- Gewebes. Diese Energie kann in der Form von energetischen Photonen (z. B. Ultraviolett- Strahlung), energetischen Partikeln (z. B. Elektronen) und eine Kombination aus ihnen sein.
Die notwendigen Bedingungen für die Ausbildung der Dampfschicht in der Nähe der aktiven Elektroden-Spitze(n), die Ionisierung des Atoms oder der Atome in der Dampfschicht und die Induzierung der Entladung der Energie aus dem Plasma in der Dampfschicht wird von einer Vielzahl von Faktoren abhängen, wie z. B.: Der Zahl der Elektroden-Anschlüsse; der Elektroden-Größe und dem Elektroden-Abstand; der Fläche der Elektroden- Oberfläche; Unebenheiten bzw. Rauhigkeiten und scharfe Kanten an den Oberflächen der Elektroden; Elektrodenmaterialien; der angelegten Spannung und Energie; der Strombegrenzungsanordnung, wie beispielsweise Induktoren; der elektrischen Leitfähigkeit des fluiden Mediums in Kontakt mit den Elektroden; der Dichte des fluiden Mediums; und anderen Faktoren. Basierend auf anfänglichen Experimenten glaubt die Anmelderin, das die Ionisierung der Atome in der Dampfschicht, die in einer isotonischen Salzlösung (die Natriumchlorid enthält) erzeugt wird, zu der Erzeugung von energetischen Photonen mit Wellenlängen beispielsweise im Bereich von 306 bis 315 nm (Ultraviolett-Spektrum) und 588 bis 590 nm (sichtbares Spektrum) führt. Zusätzlich werden die freien Elektronen in der inoniersierten Dampfschicht in den hohen elektrischen Feldern in der Nähe der Elektrodenspitze(n) beschleunigt. Wenn die Dichte der Dampfschicht (oder in einem Bläschen, das in der elektrisch leitenden Flüssigkeit ausgebildet wird) ausreichend niedrig wird (d. h., weniger als näherungsweise 102º Atome/cm³ für wässrige Lösung), erhöht sich die mittlere freie Weglänge der Elektroden, so dass anschließend injizierte Elektronen eine Stoßionisation innerhalb dieser Bereiche geringer Dichte (d. h., Dampfschichten oder Bläschen) verursachen. Die Energie, die durch die energetischen Elektronen (z. B. 4 bis 5 eV) evolviert wird, kann anschließend ein Molekül bombardieren und seine Bindungen aufbrechen, wodurch das Molekül in freie Radikale dissoziiert wird, die dann zu der endgültigen gasförmigen oder flüssigen Spezies kombinieren.
Die Photonen-Energie erzeugt eine Foto-Ablation durch fotochemische und/oder fotothermale Prozesse, um Gewebedicken bis herab zu einer Kleinheit von einigen Zellschichten von Gewebe an der Zielstelle zu disintegrieren. Diese Foto-Ablation ist eine "kalte" Ablation, was bedeutet, dass die Photonen-Energie nur wenig Wärme auf das Gewebe über die Grenzen des Bereichs des durch Ablation entfernten Gewebes hinaus überträgt. Die kalte Ablation, die durch Photonen-Energie zur Verfügung gestellt wird, kann präzise so gesteuert werden, dass sie nur eine dünne Schicht aus Zellen beeinflusst, ohne die umgebenden oder die darunter liegenden Zellen zu erwärmen oder auf andere Weise zu beschädigen. Die Tiefe der Nekrose wird typischer Weise ungefähr 0 bis 400 um und üblicher Weise 10 bis 200 um betragen. Die Anmelderin glaubt, dass die "Fragmente" der disintegrierten Gewebe-Moleküle einen großen Teil der Energie abtransportieren, der auf der Oberfläche des Ziel-Gewebes abgelagert wird, wodurch die molekulare Disintegration von Gewebe auftreten kann, während das Ausmaß der Wärmeübertragung auf das umgebende Gewebe begrenzt wird.
Zusätzlich können andere damit in Wettbewerb stehende Mechanismen zu der Ablation von Gewebe beitragen. Beispielsweise kann die Gewebe-Zerstörung oder -Ablation auch durch einen dielektrischen Durchschlag bzw. Durchbruch der strukturellen Elemente oder Zellmembranen des Gewebes wegen der hoch konzentrierten intensiven elektrischen Felder an den Spitzenbereichen der Elektrode(n) verursacht werden. Gemäß den Lehren der vorliegenden Erfindung hat bzw. haben die aktive(n) Elektrode(n) eine solche Größe und solche freiliegenden Flächen an der Oberfläche, die unter den geeigneten Bedingungen der angelegten Spannung die Ausbildung eines verdampften Bereiches oder einer Schicht über wenigstens einen Teil der Oberfläche der aktiven Elektrode(n) verursachen. Diese Schicht oder dieser Bereich der verdampften, elektrisch leitenden Flüssigkeit erzeugt die Bedingungen, die für die Ionisation innerhalb des verdampften Bereiches oder der Schicht notwendig sind, und die Erzeugung von energetischen Elektronen und Photonen. Zusätzlich stellt diese Schicht oder dieser Bereich aus verdampfter, elektrisch leitender Flüssigkeit eine hohe elektrische Impedanz zwischen Elektrode und dem benachbarten Gewebe zur Verfügung, so dass nur niedrige Ströme über die verdampfte Schicht oder den verdampften Bereich in das Gewebe fließen, wodurch die Joule'sche Erwärmung in dem Gewebe und die zugehörige Nekrose minimal gemacht werden.
Wie oben diskutiert wurde, hat die Anmelderin herausgefunden, dass die Dichte der elektrisch leitenden Flüssigkeit an den distalen Spitzen der aktiven Elektroden kleiner als ein kritischer Wert sein soll, um eine geeignete Dampfschicht auszubilden. Für wässrige Lösungen, wie beispielsweise Wasser oder eine isotonische Salzlösung, ist diese obere Grenze für die Dichte näherungsweise 102º Atome/cm³, die ungefähr 3 · 10&supmin;³ g/cm³ entspricht. Die Anmelderin glaubt auch, dass eine Elektronen-Lawine auftritt, sobald die Dichte in der Dampfschicht einen kritischen Wert erreicht (beispielsweise näherungsweise 10²&sup0; Atome/cm³ für wässrige Lösungen). Das Wachstum dieser Lawine ist verzögert, wenn die durch Raumladung erzeugten Felder in der Größenordnung des externen Feldes liegen. Das räumliche Ausmaß dieses Bereiches sollte größer sein als der Abstand, den eine Elektronen-Lawine benötigt, um kritisch zu werden, und die eine Ionisations-Front benötigt, um sich zu entwickeln. Diese Inonisations-Front entwickelt sich und pflanzt sich über die Dampfschicht über eine Folge von Prozessen fort, die in dem Bereich vor der Front auftreten, unter anderem Erwärmung durch Elektronen-Injektion, Verringerung der lokalen Flüssigkeit unter den kritischen Wert und Lawinen-Wachstum der Konzentration der geladenen Partikel.
Elektronen, die in dem elektrischen Feld in der Dampfschicht beschleunigt werden, werden nach einem oder wenigen Streuvorgang/Streuvorgängen offensichtlich eingefangen. Diese injizierten Elektronen dienen dazu, einen Bereich geringer Dichte mit einer großen mittleren freien Weglänge zu erzeugen oder aufrecht zu erhalten, damit anschließend injizierte Elektronen eine Stoß-Ionisation innerhalb dieser Bereiche geringer Dichte bewirken können. Die Energie, die bei jeder Rekombination evolviert wird, liegt in der Größenordnung der Hälfte der Energieband-Lücke (d. h. 4 bis 5 eV). Offensichtlich kann diese Energie auf ein anderes Elektron übertragen werden, um ein hoch energetisches Elektron zu erzeugen. Dieses zweite, hoch energetische Elektron kann eine ausreichende Energie haben, um ein Molekül zu bombardieren, so dass seine Bindungen brechen, d. h., das Molekül wird in freie Radikale dissoziiert.
Die elektrisch leitende Flüssigkeit sollte eine Schwelten-Leitfähigkeit haben, damit die Dampfschicht für die Anregung bzw. Induktion von energetischen Elektronen und Photonen in geeigneter Weise ionisiert wird. Die elektrische Leitfähigkeit des fluiden Mediums (in Einheiten von milliSiemens oder mS/cm) wird üblicher Weise größer als 0,2 mS/cm, bevorzugt größer als 2 mS/cm und besonders bevorzugt größer als 10 mS/cm sein. Bei einer beispielhaften Ausführungsform ist das elektrisch leitende, fluide Medium eine isotonische Salzlösung, die eine Leitfähigkeit von ungefähr 17 mS/cm hat. Die elektrische Leitfähigkeit des Kanals, der der Ionisationsfront folgt, sollte ausreichend hoch sein, um den Energiefluss aufrecht zu erhalten, der benötigt wird, um die Flüssigkeit an der Ionisationsfront zu erwärmen und seine Dichte unter dem kritischen Wert zu halten. Wenn die elektrische Leitfähigkeit der Flüssigkeit ausreichend hoch ist, sind darüber hinaus die vor dem Durchbruch bzw. Durchschlag herrschenden ionischen Stromwerte (d. h., die Stromwerte vor der Einleitung der Ionisierung innerhalb der Dampfschicht) ausreichend, um auch das anfängliche Wachstum von Bläschen in der elektrisch leitenden Flüssigkeit zu unterstützen (d. h., Bereiche, deren Dichte kleiner als die kritische Dichte ist).
Unebenheiten bzw. Rauhigkeiten auf der Oberfläche der aktiven Elektrode(n) scheinen die lokalisierten hohen Stromdichten zu begünstigen, die wiederum die Blasenkeimbildung an der Stelle der Unebenheiten begünstigen, deren eingeschlossene Dichte (d. h. Dampfdichte) unter der kritischen Dichte liegt, um den Ionisations-Durchschlag in dem Bläschen einzuleiten. Damit erzeugt eine spezifische Konfiguration der vorliegenden Erfindung Bereiche mit hohen Stromdichten auf den Spitzen der Elektrode(n) (d. h., die Oberfläche der Elektrode(n), die das Gewebe durch Ablation entfernen soll). Bereiche mit hohen Stromdichten können durch eine Vielzahl von Verfahren erreicht werden, beispielsweise durch Erzeugung von scharfen Kanten und Ecken an den distalen Spitzen der Elektroden oder Honen mit Druckstrahl, chemisches Ätzen oder mechanisches Abreiben bzw. Abschleifen der distalen Stirnflächen der aktiven Elektroden, um Oberflächen-Unebenheiten bzw. -Rauhigkeiten darauf zu erzeugen. Als Alternative können die Elektroden-Anschlüsse spezifisch ausgelegt werden, um das Flächenverhältnis Kante/Oberfläche der Elektroden-Anschlüsse zu erhöhen. Beispielsweise kann/können der Elektroden-Anschluss/die -Anschlüsse hohle Rohre mit einer distalen Umfangskante sein, die eine Öffnung umgeben. Die Anschlüsse können in einer Gruppe ausgebildet sein, wie oben beschrieben wurde, oder in einer Folge von konzentrischen Anschlüssen an dem distalen Ende der Sonde. Hohe Stromdichten werden um die Umfangskanten der Elektroden-Anschlüsse erzeugt werden, um die Produktion von Keimen für die Blasenbildung zu begünstigen.
Die zwischen die gemeinsame Elektrode und die Elektroden-Gruppe angelegte Spannung wird bei einer hohen oder Radio-Frequenz liegen, typischer Weise zwischen ungefähr 5 kHz und 20 MHz, im allgemeinen zwischen ungefähr 30 kHz und 2,5 MHz, und bevorzugt zwischen ungefähr 50 kHz und 400 kHz. Die angelegte RMS (root mean square)- Spannung, also der Effektivwert der Spannung, wird üblicher Weise im Bereich von ungefähr 5 Volt bis 1000 Volt, bevorzugt im Bereich von ungefähr SO Volt bis 800 Volt, und besonders bevorzugt im Bereich von ungefähr 100 Volt bis 400 Volt liegen. Diese Frequenzen und Spannungen führen zu Spitze-zu-Spitze-Spannungen und Strom, die ausreichen, um die elektrische leitende Flüssigkeit zu verdampfen und wiederum die Bedingungen in dem verdampften Bereich zu erzeugen, die hohen elektrischen Feldern und zur Emission von energetischen Photonen und/oder Elektronen führen, um Gewebe durch Ablation abzutragen. Typischer Weise wird die Spitze-zu-Spitze-Spannung im Bereich von 200 bis 2000 Volt und bevorzugt im Bereich von 300 bis 1400 Volt und besonders bevorzugt im Bereich von 700 bis 900 Volt liegen.
Wie oben diskutiert wurde, wird die Spannung üblicher Weise in einer Folge von Spannungsimpulsen mit einer ausreichend hohen Frequenz (beispielsweise in der Größenordnung von SkHz bis 20 MHz) in der Weise geliefert, dass die Spannung effektiv kontinuierlich angelegt wird (im Vergleich mit beispielsweise Lasern, für die geringe Nekrose-Tiefen behauptet werden, die im allgemeinen mit ungefähr bis 10 bis 20 Hz gepulst werden). Zusätzlich ist das Tastverhältnis des gepulsten Lasers (d. h., die kumulative Zeit in jedem Einsekunden-Interval, in dem Energie angelegt wird) in der Größenordnung von ungefähr 50% für die vorliegende Erfindung, im Vergleich mit Lasern, die üblicher Weise ein Tastverhältnis von 0,0001% haben.
Die Anmelderin glaubt, dass die vorliegende Erfindung hohe Ablations-Raten mit einem effektiv kontinuierlichen Modus-Betrieb und hohen Tastzyklen erzielen kann, weil die Quelle der Energie, die von den Kanten und Spitzen der kleinen Elektroden-Anschlüsse emittiert wird, effektiv eine Punktquelle oder eine Quelle mit einem relativ kleinen effektiven Radius ist. Wie auf diesem Gebiet gut bekannt ist, nimmt der Fluss, der von einer Punktquelle emittiert wird und eine Grenzfläche in einem sphärischen Raum überquert, im allgemeinen mit dem Quadrat des Abstandes von der Quelle ab. Damit wird die "Energiequelle" der vorliegenden Erfindung (d. h., das intensive elektrische Feld, die energetischen Photonen oder die energetischen Elektronen) aufgrund der Gemometrie der emittierenden Elektroden und der Energiequelle an den Spitzen der Elektroden stark konzentriert. Als Ergebnis hiervon werden nur die Bereiche oder Flächen, die sehr nahe bei den Elektroden- Spitzen oder der Quelle sind, den hochenergetischen Flüssen ausgesetzt werden. Als Konsequenz hiervon wird die Ablation üblicher Weise nur in Gewebeschichten in sehr enger Nähe zu den Spitzen der Elektroden auftreten. Das Gewebe in größeren Abständen von den Elektroden-Spitzen wird nicht signifikant beeinflusst, da der Energiefluss in diesen Abständen zu gering ist, um das Gewebe irreversibel zu beeinflussen oder zu beschädigen.
Üblicher Weise wird der Strompegel selektiv begrenzt oder gesteuert, und die angelegte Spannung wird unabhängig einstellbar sein, häufig in Abhängigkeit von dem Widerstand der Gewebe und/oder der fluiden Medien in dem Pfad zwischen einer individuellen Elektrode und der gemeinsamen Elektrode. Auch der angelegte Strompegel kann in Abhängigkeit von einer Temperatursteuereinrichtung sein, die die Temperatur des Zielgewebes mit gewünschten Grenzwerten an der Grenzfläche zwischen den Elektroden-Gruppen und dem Zielgewebe hält. Die gewünschte Gewebetemperatur längs einer sich fortpflanzenden Oberfläche gerade unterhalb des Bereiches der Ablation wird üblicher Weise im Bereich von ungefähr 40ºC bis 100ºC, und noch üblicher von 50ºC bis 60ºC sein. Das durch Ablation entfernte (und damit von der Operationsstelle abgezogene) Gewebe in der unmittelbaren Nähe der Elektroden-Gruppe kann sogar höhere Temperaturen erreichen.
Die bevorzugte Energiequelle, die mit der Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung benutzt werden soll, liefert einen hochfrequenten Strom, der ausgewählt werden kann, um mittlere Energie- bzw. Leistungspegel zu erzeugen, die von einigen zehn Milliwatt bis einigen zehn Watt pro Elektrode reichen, in Abhängigkeit von dem durch Ablation zu entfernenden Zielgewebe, der Rate der gewünschten Ablation oder der maximal erlaubten Temperatur, die für die Probenspitze ausgewählt wird. Die Energiequelle ermöglicht es dem Benutzer, den Strompegel entsprechend den spezifischen Anforderungen einer besonderen oralen oder dermatologischen Prozedur auszuwählen.
Die Energiequelle kann strombegrenzt oder auf andere Weise gesteuert bzw. geregelt sein, so dass eine unerwünschte Erwärmung der elektrisch leitenden fluiden Medien oder anderen Medien mit geringem elektrischen Widerstand nicht auftritt. Bei einer zur Zeit bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung sind Strombegrenzung-Induktoren in Reihe mit jedem unabhängigen Elektroden-Anschluss angeordnet, wobei die Induktanz des Induktors im Bereich von 10 uH bzw. uH bis 50.000 uH bzw. uH in Abhängigkeit von den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Ablationsrate und der Betriebsfrequenz. Als Alternative können Kondensator/Induktor(LC)-Schaltungsstrukturen verwendet werden, wie sie vorher in der WO-A-94/26228 beschrieben wurden. Zusätzlich können Strombegrenzungs-Widerstände ausgewählt werden. Nach einer bevorzugten Ausführungsform haben die Widerstände einen großen Widerstands-Temperaturkoeffizienten, so dass der Widerstand des Strombegrenzungs-Widerstandes signifikant zunimmt, wenn der Strompegel für jede individuelle Elektrode, die in Kontakt mit einem Medium geringen Widerstandes (z. B. ein auf einer Salzlösung basierendes Ausspülmittel) zu steigen beginnt, wodurch die Energieabgabe von der Elektrode in das Medium mit geringem Widerstand (beispielsweise eine Salzlösung als Irregations-Mittel) minimal gemacht wird.
Als Alternative zu solchen passiven Schaltungsstrukturen kann ein regulierter bzw. geregelter Stromfluss zu jedem Elektrodenanschluss durch eine Mehrkanal-Stromzuführung zur Verfügung gestellt werden. Ein im wesentlichen konstanter Strompegel für jeden individuellen Elektroden-Anschluss innerhalb eines Bereiches, die die Stromabgabe durch einen Pfad geringen Widerstandes, z. B. ein Irrigationsmittel auf der Basis einer isotonischen Salzlösung, würde von dem Benutzer ausgewählt werden, um die gewünschte Schneid- oder Ablationsrate zu erreichen. Eine solche Mehrkanal-Stromzuführung stellt also eine im wesentlichen konstante Stromquelle mit auswählbarem Strompegel in Serie mit jedem Elektrodenanschluss zur Verfügung, wobei alle Elektroden bei und unter dem gleichen, vom Benutzer auswählbaren maximalen Strompegel arbeiten. Der Stromfluss zu allen Elektroden-Anschlüssen könnte periodisch abgefragt bzw. festgestellt und gestoppt werden, wenn die an der Oberflächen Elektroden-Gruppe gemessene Temperatur vom Benutzer ausgewählte Grenzwerte übersteigt. Spezielle Auslegungen iür solche Steuer- bzw. Regelsysteme zur Implementierung dieser Strategie sind dem Fachmann auf diesem Gebiet zugänglich.
Eine weitere Alternative involviert die Verwendung von einer oder mehreren Stromzuführung(en), die es ermöglicht (ermöglichen), dass eine oder mehrere Elektroden gleichzeitig erregt bzw. gespeist werden und die aktive Steuer- bzw. Regelmittel zur Begrenzung der Stromwerte unter einem vorher ausgewählten maximalen Wert enthalten. Bei dieser Anordnung würde nur eine oder mehrere Elektrod(n) gleichzeitig für eine kurze Zeitspanne gespeist bzw. erregt werden. Eine Schaltanordnung würde es ermöglichen, dass die nächste oder mehrere Elektroden für eine kurze Zeitspanne erregt bzw. gespeist werden. Durch sequentielle Erregung einer oder mehrerer Elektrode(n) kann die Wechselwirkung zwischen benachbarten Elektroden minimal (für den Fall der Erregung mehrerer Elektroden, die an dem maximalen möglichen Abstand innerhalb der Gesamtumhüllung der Elektroden-Gruppe) angeordnet sind oder eliminiert werden (für den Fall der Erregung nur einer einzigen Elektrode zu einem bestimmten Zeitpunkt). Wie vorher, kann eine Widerstandsmessanordnung für jede Elektrode vor der Anlegung der Energie verwendet werden, wobei ein (gemessener) niedriger Widerstand (unter einem vorher ausgewählten Wert) verhindern wird, das eine Elektrode während eines gegebenen Zyklus erregt wird. Als Beispiel wird darauf hingewiesen, dass das sequenzielle Stromzuführungs- und Regel- bzw. Steuerschema nach der vorliegenden Erfindung auf eine Weise funktionieren würde, die einem Verteiler eines Kraftfahrzeuges ähnlich ist. Bei diesem Beispiel dreht sich ein elektrischer Kontakt an Anschlüssen vorbei, die mit jeder Zündkerze verbunden sind. Bei diesem Beispiel entspricht jede Zündkerze der freiliegenden Oberfläche jeder der Elektroden. Zusätzlich enthält die vorliegende Erfindung eine Anordnung zur Messung des Widerstandes des Mediums in Kontakt mit jeder Elektrode und bewirkt, dass eine Spannung nur dann angelegt wird, wenn der Widerstand einen vorher ausgewählten Wert übersteigt.
Es sollte klar verstanden werden, dass die Erfindung nicht auf elektrisch isolierte Elektroden-Anschlüsse oder sogar auf eine Vielzahl von Elektroden-Anschlüssen beschränkt ist. Beispielsweise kann die Gruppe von aktiven Elektroden-Anschlüssen mit einer einzigen Leitung verbunden werden, die sich durch die Sondenwelle zu einer Energiequelle für einen hochfrequenten Strom erstreckt. Als Alternative hierzu kann in die Sonde eine einzige Elektrode eingebaut sein, die sich direkt durch die Probenwelle erstreckt oder mit einer einzigen Leitung verbunden ist, die zur Energiequelle verläuft.
Die aktive(n) Elektrode(n) ist/sind über einer Kontaktoberfläche auf der Welle der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet. Die Oberfläche der gemeinsamen (Rückführ-)Elektrode ist relativ zu dem distalen Ende der Sonde ausgespart und kann innerhalb der Leitung ausgespart sein, die für die Einführung der elektrisch leitenden Flüssigkeit zu der Stelle des Zielgewebes und der aktiven Elektrode(n) vorgesehen ist. Bei der beispielhaften Ausführungsform ist der Schaft über den größten Teil seiner Länge zylindrisch, wobei die Kontaktoberfläche an dem distalen Ende des Schaftes ausgebildet ist. Im Falle von endoskopischen Anwendungen kann die Kontaktoberfläche ausgespart sein, was dabei hilft, die Elektrodenanschlüsse auf der Oberfläche zu schützen und abzuschirmen, während sie eingeführt werden, insbesondere dann, wenn sie durch den Arbeitskanal eines Trocar-Kanals oder eines optischen Betrachtungsgerätes eingeführt werden.
Die Fläche der Kontaktoberfläche kann in weiten Grenzen variieren, und die Kontaktoberfläche kann eine Vielzahl von Geometrien einnehmen, wobei bestimmte Flächen in den Geometrien für spezifische Anwendungen ausgewählt werden. Aktive Kontaktoberflächen von Elektroden können Flächen im Bereich von 0,25 mm² bis 50 mm², üblicher Weise im Bereich von 1 mm² bis 20 mm² haben. Die Geometrien können planar, konkav, konvex, halbkugelförmig, konisch sein, eine lineare "in-line"-Gruppe und praktisch jede andere regelmäßige oder unregelmäßige Form haben. Nach der üblichsten Auslegung wird/werden die aktive(n) Elektrode(n) an der distalen Spitze der Welle der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet werden, wobei es sich häufig um planare bzw. ebene, scheibenförmige oder halbkugelförmige Oberflächen für die Verwendung bei Umformungsprozeduren oder um lineare Gruppen für die Verwendung beim Schneiden handelt. Als Alternative hierzu oder zusätzlich kann/können die aktive(n) Elektrode(n) auf seitlichen Oberfläche der Welle der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet werden (beispielsweise in der Art eines Spatels), wodurch der Zugang zu bestimmten Körperstrukturen bei elektrochirurgischen Verfahren erleichtert wird.
Während der chirurgischen Behandlung wird das distale Ende der Sonde oder der aktiven Elektrode(n) in einem kleinen Abstand von der Oberfläche des Zielgewebes weg gehalten. Dieser kleine Abstand erlaubt den kontinuierlichen-Nachschub der elektrisch leitenden Flüssigkeit in die Grenzfläche zwischen der/den aktiven Elektrode(n) und der Oberfläche des Zielgewebes. Dieser kontinuierliche Nachschub der elektrisch leitenden Flüssigkeit hilft zu gewährleisten, dass die dünne Dampfschicht zwischen der/den aktiven Elektrode(n) und der Oberfläche des Gewebes bleiben wird. Darüber hinaus erlaubt die dynamische Bewegung der aktiven Elektrode(n) über der Gewebestelle, dass die elektrisch leitende Flüssigkeit das Gewebe abkühlt, das die gerade durch Abtragung entfernten Flächenbereiche umgibt, um auf diese Weise eine thermische Beschädigung dieses umgebenden Gewebes minimal zu machen. In einem typischen Fall hat/haben die aktive(n) Elektrode(n) einen Abstand von ungefähr 0,02 bis 2 mm von dem Zielgewebe, und bevorzugt ungefähr 0,05 bis 0,5 mm, während des Ablationsvorgangs. Ein Verfahren, diesen Abstand beizubehalten, liegt darin, die Sonde quer relativ zu dem Gewebe zu verschieben und/oder zu drehen, d. h., in einer leichten Bürstenbewegung, um eine dünne verdampfte Schicht oder einen entsprechenden Bereich zwischen der aktiven Elektrode und dem Gewebe aufrecht zu erhalten. Wenn die Koagulation eines tieferen Gewebebereiches notwendig ist (beispielsweise zum Abdichten bzw. Versiegeln eines blutenden Gefäßes, das in das Gewebe eingebettet ist), kann es selbstverständlich wünschenswert sein, die aktive Elektrode gegen das Gewebe zu pressen, um darin eine Joule'sche Erwärmung zu bewirken.
In den Zeichnungen, auf die nun im Detail Bezug genommen wird, bezeichnen gleiche Bezugszeichen die gleichen Elemente; es ist ein elektrochirurgisches System 11 dargestellt, das entsprechend den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist. Das elektrochirurgische System 11 weist im allgemeinen eine elektrochirurgische Anordnung bzw. Sonde 10, die mit einer Energiequelle 28 verbunden ist, um einem Zielgewebe 52 eine Hochfrquenzspannung zuzuführen, und eine Flüssigkeitsquelle 21 für die Einspeisung eines elektrisch leitenden fluiden Mediums 50 in die Sonde 10 auf.
Bei der in Fig. I dargestellten, beispielhaften Ausführungsform enthält die elektrochirurgische Sonde 10 eine langgestreckte Welle 13, die flexibel oder starr sein kann, wobei flexible Wellen optional Support-Kanülen oder andere Strukturen (nicht dargestellt) enthalten. Die Sonde 10 enthält ein Verbindungsglied 19 an ihrem proximalen Ende und eine Gruppe 12 von Elektroden-Anschlüssen 58, die an der distalen Spitze der Weile bzw. des Schaftes 13 angeordnet sind. Ein Verbindungskabel 34 hat einen Handgriff 22 mit einem Verbindungsglied 20, das abnehmbar mit dem Verbindungsglied 19 der Sonde 10 verbunden werden kann. Der proximale Bereich des Kabels 34 hat ein Verbindungsglied 26, um die Sonde 10 mit der Energiezuführung bzw. Stromquelle 28 zu koppeln. Die Elektroden- Anschlüsse 58 sind elektrisch voneinander isoliert, und jeder der Anschlüsse 58 ist mit einem aktiven oder passiven Steuer- bzw. Regelnetzwerk in der Stromquelle 28 mittels mehrerer, individuell isolierter Leiter 42 verbunden (siehe Fig. 2C). Die Energiequelle 28 hat eine Auswahlanordnung 30, um den Pegel bzw. die Höhe der angelegten Spannung zu ändern. Die Stromquelle 28 enthält auch eine Anordnung zur Erregung der Elektroden 58 der Sonde 10 durch das Herunterdrücken eines Pedals 39 in einem Fußpedal 37, das nahe beim Benutzer angeordnet ist. Das Fußpedal 37 kann auch ein zweites Pedal (nicht dargestellt) für die Ferneinstellung des Wertes der Energie enthalten, die an die Elektroden 58 angelegt wird. Das spezifische Design der Stromquelle, die mit der elektrochirurgischen Sonde nach der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der Stammanmeldung WO-A-94/26228 beschrieben.
Bezugnehmend auf die Fig. 2A und 2B sind die elektrisch isolierten Elektroden- Anschlüsse 58 über eine Oberfläche 82 der Gruppe von Elektroden im Abstand voneinander angeordnet. Die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe und die individuellen Elektroden- Anschlüsse 58 haben üblicher Weise Dimensionen bzw. Abmessungen innerhalb der oben angegebenen Bereiche. Bei der bevorzugten Ausführungsform hat die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe eine kreisförmige Querschnittsform und einen Durchmesser D (Fig. 2B) im Bereich von 0,3 bis 10 mm. Die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe kann auch eine ovale Form mit einer Länge L im Bereich von 1 mm bis 20 mm und einer Breite W im Bereich von 0,3 mm bis 7 mm haben, wie in Fig. 5 dargestellt ist. Die individuellen Elektroden-Anschlüsse 58 stehen über die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe um eine Strecke (H) von 0 mm bis 2 mm, bevorzugt von 0 mm bis 1 mm, vor (siehe Fig. 3).
Bei dermatologischen Behandlungen sind die Elektroden-Anschlüsse 58 um eine Strecke von 0,01 mm bis 1 mm, bevorzugt 0,01 mm bis 0,2 mm, ausgespart. Bei einer Ausführungsform der Erfindung sind die Elektrodenanschlüsse axial justierbar relativ zu der Oberfläche 82 der Elektrodengruppe, so dass der Chirurg den Abstand zwischen der Oberfläche und den Elektroden-Anschlüssen einstellen kann.
Die Elektrodenanschlüsse 58 sind in einer bevorzugten Ausführungsform aus einem hitzebeständigen, elektrisch leitenden Metall oder einer Legierung zusammengesetzt, wie beispielsweise Platin, Titan, Tantal, Wolfram und ähnliche Materialien. Wie in Fig. 2B dargestellt ist, sind die Elektroden-Anschlüsse 58 einer Trägermatrix 48 aus einem geeigneten isolierenden Material (z. B. ein keramisches oder ein Glasmaterial, wie beispielsweise Aluminiumoxid, Zirkoniumoxid und ähnlichen Materialien) verankert, die zum Zeitpunkt der Herstellung in einer flachen, halbkugelförmigen oder anderen Form entsprechend den Anforderungen einer speziellen Behandlung ausgebildet werden kann. Das bevorzugte Material für die Trägermatrix ist Aluminiumoxid, das von der Firma Kyocera Industrial Ceramics Corporation, Elkgrove, Illinois, zur Verfügung gestellt wird, und zwar wegen seiner hohen thermischen Leitfähigkeit, seinen guten elektrisch isolierenden Eigenschaften, seinem hohen Knickmodul (flexural modulus), seiner Widerstandsfähigkeit gegenüber "Kohlenstoff-Tracking" (carbon tracking), Biokompabilität und hohem Schmelzpunkt.
Wie in Fig. 2A dargestellt ist, ist die Trägermatrix 48 durch Kleben mit einem rohrförmigen Tragteil 78 verbunden, das sich über den größten Teil oder den ganzen Abstand zwischen der Matrix 48 und dem proximalen Ende der Sonde 10 erstreckt. Das rohrförmige Element 78 weist nach einer bevorzugten Ausführungsform ein elektrisch isolierendes Material, wie beispielsweise ein Epoxidharz, einen durch ein Spritzgussverfahren gießbaren bzw. formbaren bzw. herstellbaren Kunststoff oder ein Material auf der Basis von Silikonen auf. Gemäß einer in Fig. 3 offenbarten Ausführungsform erstrecken sich die EIektroden-Anschlüsse 58 durch vorgeformte Öffnungen in der Trägermatrix 48, so dass sie über die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe um den gewünschten Abstand H vorstehen (Fig. 3). Die Elektroden können dann mit der distalen Oberfläche 82 der Trägermatrix 48 verbunden bzw. gebondet werden, typischer Weise durch ein organisches Abdichtungs- bzw. Versiegelungsmaterial 80. Das Versiegelungsmaterial 80 wird ausgewählt, um eine effektive elektrische Isolierung und eine gute Haftung sowohl an der keramischen Matrix 48 als auch an den Elektroden-Anschlüssen aus Platin oder Titan zu gewährleisten. Das Versiegelungsmaterial 80 sollte zusätzlich einen kombipatiblen Wärmeausdehnungskoeffizienten und einen Schmelzpunkt weit unter dem von Platin oder Titan und Aluminiumoxid oder Zirkoniumoxid haben, wobei es sich typischer Weise um ein Glas- oder Glaskeramik- Material handelt.
Bei den in der Fig. 2A und 2B gezeigten Ausführungsform enthält die Sonde 10 eine Rückführelektrode 56 zur Vervollständigung des Strompfades zwischen den Elektroden- Anschlüssen 58 und der Stromquelle 28. Die Rückführelektrode 56 ist nach einer bevorzugten Ausführungsform ein ringförmiges Element, das rund um das Äußere der Welle oder des Schaftes 13 der Sonde 10 angeordnet ist. Die Rückführelektrode 56 kann das ringförmige Tragelement 78 vollständig oder teilweise umgeben, um einen ringförmigen Spalt 54 zwischen diesen Teilen für den Durchfluss der elektrisch leitenden Flüssigkeit 50 durch diesen Spalt zu bilden, wie unten beschrieben wird. Der Spalt hat nach einer bevorzugten Ausführungsform eine Breite im Bereich von 0,15 mm bis 4 mm. Die Rückführelektrode 56 erstreckt sich von dem proximalen Ende der Sonde 10, wo sie in geeigneter Weise mit der Stromquelle 28 verbunden ist, über Verbindungsglieder 19, 20 zu einem Punkt leicht proximal zur Oberfläche 28 der Elektroden-Gruppe, typischer Weise ungefähr 0,5 bis 10 mm, und besonders bevorzugt 1 bis 10 mm.
Die Rückführelektrode 56 ist in einem elektrisch isolierenden Mantel 18 angeordnet, der nach einer typischen Ausführungsform als eine oder mehrere elektrisch isolierende Hülle(n) oder Beschichtung(en) ausgebildet ist, wie beispielsweise Polytetrafluorethylen, Polyimid und ähnliche Materialien. Das Vorsehen des elektrisch isolierenden Mantels 18 über der Rückführelektrode 56 verhindert den direkten elektrischen Kontakt zwischen der Rückführelektrode 56 und jeder benachbarten Körperstruktur oder dem Chirurgen. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (beispielsweise einer Sehne) und einem frei liegenden, gemeinsamen Elektrodenelement 56 könnte zu unerwünschter Erwärmung und Nekrose der Struktur am Kontaktpunkt führen, wodurch Nekrose verursacht wird.
Die Rückführelektrode 56 ist nach einer bevorzugten Ausführungsform aus einem elektrisch leitenden Material, üblicher Weise Metall, ausgebildet, das aus der Gruppe ausgewählt wird, die aus Legierungen von rostfreiem Stahl, Platin oder seinen Legierungen, Titan oder seinen Legierungen, Molybdän oder seiner Legierungen und Nickel oder seinen Legierungen besteht. Die Rückführelektrode 56 kann aus dem gleichen Metall oder der gleichen Legierung zusammengesetzt werden, das bzw. die die Elektroden-Anschlüsse 58 bildet bzw. bilden, um jedes Korrosionspotential oder die Erzeugung von elektrochemischen Potentialen aufgrund des Vorhandenseins von unähnlichen Metallen minimal zu machen, die in einem elektrisch leitenden fluiden Medium 50 enthalten sind, wie beispielsweise eine isotonische Salzlösung (die im folgenden im größeren Detail beschrieben werden wird).
Wie in Fig. 2A dargestellt ist, ist die Rückführelektrode 56 nicht direkt mit den Elektroden- Anschlüssen 58 verbunden. Zur Vervollständigung dieses Strömungspfades, so dass die Anschlüsse 58 elektrisch mit einer Rückführelektrode 56 über Zielgewebe 52 verbunden ist, lässt man die elektrisch leitende Flüssigkeit SO (z. B. eine isotonische Salzlösung) längs der Flüssigkeitsbahnen 83 fließen. Eine Flüssigkeitsbahn bzw. ein Flüssigkeitspfad 83 wird durch den ringförmigen Spalt 54 zwischen der äußeren Rückführelektrode 56 und dem rohrförmigen Tragelement 78 gebildet. Ein zusätzlicher Flüssigkeitspfad 83 kann zwischen einem inneren Hohlraum 57 bzw. Lumen in einem inneren rohrförmigen Element 59 gebildet werden. Es wird jedoch im allgemeinen bevorzugt, den Flüssigkeitspfad 83 in der Nähe des Perimeters der Sonde auszubilden, so dass die elektrisch leitende Flüssigkeit dazu neigt, radial nach innen zu der Gewebestelle 88 zu fließen (diese bevorzugte Ausführungsform ist in den Fig. 8-19 dargestellt). Bei der in den Fig. 2 bis 5 gezeigten Ausführungsform kann die durch das innere Lumen 57 fließende Flüssigkeit dazu neigen, radial nach außen zu spritzen, wodurch elektrischer Strom mitgezogen wird und möglicher Weise eine Beschädigung des umgebenden Gewebes verursachen kann.
Die elektrisch leitende Flüssigkeit 50, die durch die Fluidpfade 83 fließt, stellt eine Bahn für den Fluss des elektrischen Stroms zwischen dem Zielgewebe 52 und der Rückführelektrode 56 dar, wie in Fig. 2A durch die Stromflusslinien 60 angedeutet ist. Wenn eine Spannungsdifferenz zwischen der Elektrodengruppe 12 und der Rückführelektrode 56 angelegt wird, werden an den distalen Spitzen der Anschlüsse 58 mit dem Stromfluss von der Gruppe 12 durch das Zielgewebe zu der Rückführelektrode hohe Intensitäten des elektrischen Feldes erzeugt, die wiederum eine Ablation des Gewebes 52 in der Zone 88 verursuchen.
Die Fig. 2C, 3 und 4 stellen eine alternative Ausführungsform der elektrochirurgischen Sonde 10 dar, die eine Rückführelektrode 55 hat, die in dem rohrförmigen Element 78 angeordnet ist. Die Rückführelektrode 55 ist nach einer bevorzugten Ausführungsform ein rohrförmiges Element, das ein inneres Lumen 57 definiert, so daß die elektrisch leitende Flüssigkeit 50 (beispielsweise eine isotonische Salzlösung) in elektrischem Kontakt mit der Rückflhrelektrode 55 dadurch fließen kann. Bei dieser Ausführungsform wird eine Spannungsdifferenz zwischen dem Elektroden-Anschluss 58 und die Rückführelektrode 55 angelegt, was zum Fließen eines elektrischen Stroms durch die elektrisch leitende Flüssigkeit 50 führt, wie durch die Stromflusslinien 60 (siehe Fig. 3) gezeigt ist. Als Ergebnis der angelegten Spannungsdifferenz und der davon herrührenden hohen Intensitäten des elektrischen Feldes an den Spitzen der Elektroden-Anschlüsse 58 wird das Gewebe 52 in der Zone 88 durch Ablation oder Durchtrennung abgetragen.
Fig. 2C stellt das proximale oder Verbindungs-Ende der Sonde 10 bei der Ausführungsform nach den Fig. 3 und 4 dar. Das Verbindungsglied 19 weist eine Vielzahl von einzelnen Verbindungsstiften 74 auf, die in einem Gehäuse 72 an dem proximalen Ende 70 der Sonde 10 angeordnet sind. Die Elektroden-Anschlüsse 58 und die daran befestigten, isolierenden Leiter 42 erstrecken sich proximal zu Verbindungsstiften 74 in dem Anschlussgehäuse 72. Die Rückführelektrode 55 erstreckt in das Gehäuse 72, wobei sie sich radial nach außen verbiegt, um aus der Sonde 10 auszutreten. Wie in Fig. 1 und 2C dargestellt ist, koppelt ein Rohr 15 für die Flüssigkeitszufuhr die Flüssigkeitsquelle 21 (beispielsweise ein Beutel eines fluiden Mediums, der erhöht über der Operationsebene angeordnet ist oder eine Pumpvorrichtung hat) abnehmbar mit der Rückführelektrode 55. Nach einer bevorzugten Ausführungsform bedeckt ein isolierender Mantel 14 die frei liegenden Bereiche der Elektrode 55. Einer der Verbindungsstifte 76 ist elektrisch mit der Rückführelektrode 55 verbunden, um die Elektrode 55 über ein Kabel 34 mit der Stromquelle 28 zu koppeln. Ein manuell betätigbares Steuer- bzw. Regelventil 17 kann ebenfalls zwischen dem proximalen Ende der Elektrode 55 und dem Zuführrohr 15 vorgesehen werden, damit das Chirurgenteam die Strömung der elektrisch leitenden Flüssigkeit 50 regulieren kann.
Fig. 6 stellt eine weitere Ausführungsform der Sonde 10 dar, wobei der distale Bereich des Schaftes 13 gebogen ist, so dass sich die Elektroden-Anschlüsse quer zu dem Schaft erstrecken. Nach einer bevorzugten Ausführungsform ist der distale Bereich des Schaftes 13 senkrecht zu dem Rest des Schaftes, so daß die Oberfläche 82 der Elektrodengruppe im allgemeinen parallel zu der Achse des Schaftes ist, wie in Fig. 6 dargestellt ist. Bei dieser Ausführungsform ist die Rückführelektrode 55 an der äußeren Oberfläche des Schaftes 13 befestigt und mit einem elektrisch isolierenden Mantel 18 bedeckt. Die elektrisch leitende Flüssigkeit 50 fließt längs des Strömungspfades 83 durch die Rückführelektrode 55 und tritt an dem distalen Ende der Elektrode 55 an einem Punkt aus, der proximal zur Oberfläche 82 der Elektrode ist. Das fluide Medium wird nach außen aus dem Schaft zu der Oberfläche 82 der Elektrode gerichtet, um einen Pfad für die Rückführung des Stroms von den. Elektroden-Anschlüssen 58 durch das Zielgewebe 52 zu der Rückführelektrode 55 zu erzeugen, wie durch die Strömungsflusslinien 60 dargestellt ist.
Fig. 7 stellt eine weitere Ausführungsform der Sonde dar, wobei das elektrochirurgische System 11 weiterhin ein Instrument 64 für die Flüssigkeitszufuhr enthält, um das elektrisch leitende fluide Medium 50 zwischen den Elektroden-Anschlüssen 58 und der Rückführelektrode 55 zuzuführen. Das Instrument 64 für die Flüssigkeitszufuhr weist ein inneres rohrförmiges Element oder eine Rückführelektrode 55 auf, das bzw. die durch einen elektrisch isolierenden Mantel 18 umgeben ist. Die Rückführelektrode 55 definiert einen äußeren Durchlass 83 für die Strömung des fluiden Mediums 50. Wie in Fig. 7 dargestellt ist, ist der distale Bereich des Instrumentes 64 nach einer bevorzugten Ausführungsform so gebogen, dass die Flüssigkeit 50 in einem Winkel in Bezug auf das Instrument 64 nach außen abgegeben wird. Dies ermöglicht es dem Chirurgenteam, das Instrument 64 für die Flüssigkeitszufuhr in der Nähe der Oberfläche 82 der Elektrode zu positionieren, wobei der proximale Bereich des Zufuhrinstrumentes 64 in einem ähnlichen Winkel zur Sonde 10 orientiert ist.
Die Fig. 8 und 9 stellen eine weitere Ausführungsform der Sonde 10 dar, wobei die Rückführelektrode ein äußeres, rohrförmiges Element 56 ist, das ein Tragteil 78 und Leiter 42 umgibt. Ein isolierender Mantel 18 umgibt das rohrförmige Element 56 und ist von dem Element 56 durch eine Vielzahl von longitudinalen Rippen 96 im Abstand gehalten, um zwischen diesen Teilen einen ringförmigen Spalt 54 zu definieren (siehe Fig. 9). Der rohrförmige Spalt hat nach einer bevorzugten Ausführungsform eine Breite im Bereich von 0,15 mm bis 4 mm. Die Rippen 96 können entweder auf dem Mantel 18 oder dem Element 56 ausgebildet werden. Das distale Ende der Rückführelektrode 56 hat einen Abstand L&sub1; von der Oberfläche 82 des Elektrodenträgers. Der Abstand L&sub1; beträgt nach einer bevorzugten Ausführungsform ungefähr 0,5 bis 10 mm und nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform ungefähr 1 bis 10 mm. Die Länge L&sub1; der Rückführelektrode 56 wird im allgemeinen von der elektrischen Leitfähigkeit der Irrigations-Lösung abhängen.
Wie in Fig. 8 dargestellt ist, fließt die elektrisch leitende Flüssigkeit 50 durch den ringförmigen Spalt 54 (in elektrischer Verbindung mit der Rückführelektrode) und wird durch das distale Ende des Spaltes 54 nach außen abgegeben. Die Flüssigkeit 50 wird dann rund um das Tragteil 78 zu den Elektrodenanschlüssen 58 gerichtet, um den Strompfad zwischen den Elektroden-Anschlüssen und der Rückführelektrode 56 zur Verfügung zu stellen. Da die Rückführelektrode 56 proximal in Bezug auf die Oberfläche 82 der Elektrode ausgespart ist, wird der Kontakt zwischen der Rückführelektrode 56 und dem umgebenden Gewebe minimal gemacht. Darüber hinaus reduziert der Abstand L&sub1; zwischen den aktiven Elektroden-Anschlüssen 58 und der Rückflährelektrode 56 das Risiko eines Stromkurzschlusses zwischen diesen Elementen.
Andere Modifikationen und Variationen können vorgenommen werden, um Ausführungsformen zu offenbaren, ohne dass vom Gegenstand der Erfindung abgewichen wird, wie er in den folgenden Ansprüchen definiert wird. Beispielsweise kann der Schaft 13 der Sonde 10 eine Vielzahl von Konfigurationen außer der allgemeinen linearen Form haben, wie in den Fig. 1 bis 8 dargestellt ist. Beispielsweise kann der Schaft 13 einen distalen Bereich haben, der gewinkelt ist, und zwar im Bereich von 10º bis 30º (Fig. 10) oder 90º ( Fig. 11 und 6), um den Zugang zu der Operationsstelle des Gewebes 52 zu verbessern, das durch Ablation oder Schneiden abgetragen werden soll (siehe Fig. 10). Ein Schaft mit einem Biegewinkel von 90º kann besonders sinnvoll sein, um den Zugang zu Zahnfleisch zu ermöglichen, das sich im hinteren Bereich des Mundes des Patienten befindet, und ein Schaft mit einem Biegewinkel von 10º bis 30º kann nützlich sein, um den Zugang zu Zahnfleisch in der Nähe oder an der Vorderseite des Mundes des Patienten zu ermöglichen.
Darüber hinaus soll darauf hingewiesen werden, dass die Erfindung nicht auf eine Elektrodengruppe mit einer Vielzahl von aktiven Elektroden beschränkt ist. Die Erfindung könnte eine Vielzahl von Rückführelektroden ausnutzen, beispielsweise in einer bipolaren Anordnung oder in ähnlichen Gruppierungen. Darüberhinaus kann, in Abhängigkeit von anderen Bedingungen, wie beispielsweise dem Wert Spitze-zu-Spitze der Spannung, dem Elektrodendurchmesser etc. eine einzige aktive Elektrode ausreichend sein, um eine Dampfschicht zu entwickeln und die Entladung der Energie zu induzieren, um das Gewebe durch Ablation abzutragen, wie oben beschrieben wurde.
Als weitere Beispiele stellen die Fig. 21 und 22 die Konstruktion einer Sonde 10 mit einer einzigen aktiven Elektrode 58 mit rohrförmiger Geometrie dar. Wie oben beschrieben wurde, kann die Rückführelektrode ein äußeres, rohrförmiges Element 56 sein, das einen isolierten Leiter 42 und ein Klebstoff-Bonding-Material 79 umgibt, das wiederum durch Kleben mit den Tragelementen 48a und 48b der aktiven Elektrode(n) verbunden ist. Die Tragelemente 48a und 48b der Elektrode(n) können Keramik, Glaskeramik oder ein anderes, elektrisch isolierendes Material sein, das Kohlenstoff oder Lichtbogen-Kriechwegbildung widersteht. Ein bevorzugtes Material für das Elektroden-Tragelement ist Aluminiumoxid. Bei der beispielhaften Ausführungsform bildet eine feste Stange aus Aluminiumoxid einen inneren Bereich 48b eines Elektroden-Tragelements 48, während eines hohles Rohr aus Aluminiumoxid einen äußeren Bereich 48a des Elektroden-Tragelementes 48 bildet. Die rohrförmig geformte, aktive Elektrode 58 kann unter Verwendung eines geformten Zylinders aus diesem Material mit einem elektrisch leitenden Material hergestellt werden, wie beispielsweise Platin, Tantal, Wolfram, Molybdän, Niob oder ihren Legierungen. Die aktive Elektrode 58 ist mit einem Verbindungsglied 19 (siehe Fig. 2C) über eine isolierte Leitung 108 verbunden. Ein elektrisch isolierender Mantel 18 umgibt das rohrförmige Element 56 und kann von dem Element 56 durch eine Vielzahl von longitudinalen Rippen 96 im Abstand angeordnet werden, um einen rohrförmigen Spalt 54 zwischen ihnen zu definieren (siehe Fig. 22). Der ringförmige Spalt 54 hat nach einer bevorzugten Ausführungsform eine Breite im Bereich von 0,15 bis 4 mm. Die Rippen 96 können entweder auf dem Mantel 18 oder dem rohrförmigen Element 56 ausgebildet werden. Das distale Ende der Rückführelektrode 56 hat einen Abstand L&sub1; von der Tragoberfläche 82 der Elektrode. Der Abstand L&sub1; beträgt nach einer bevorzugten Ausführungsform ungefähr 0,5 mm bis 10 mm und nach einer besonders bevorzugten Ausführungsform ungefähr I bis 10 mm. Die Länge L&sub1; der Rückführelektrode 56 wird im allgemeinen von der elektrischen Leitfähigkeit der Irrigations-Lösung abhängen.
Wie in Fig. 21 dargestellt ist, fließt die elektrisch leitende Flüssigkeit 50 durch den ringförmigen Spalt 54 (in elektrischer Verbindung mit der Rückführelektrode 56) und wird durch das distale Ende des Spaltes 54 nach außen abgegeben. Die Flüssigkeit 50 wird dann rund um das Tragelement 48a für die Elektrode zu dem Elektroden-Anschluss 58 gerichtet, um den Strompfad zwischen dem Elektrodenanschluss 58 und der Rückführelektrode 56 zur Verfügung zu stellen. Wie oben beschrieben wurde, sind die aktive und die Rückführelektroden mit der Spannungsquelle 28 über ein Kabel 34 verbunden (siehe Fig. 1).
Die Fig. 23 und 24 stellen weitere Ausführungsformen von elektrochirurgischen Sonden dar. Gemäß Fig. 23 weist eine Sonde 10 eine Vielzahl von Elektroden 58 auf, die zu einer einzigen Elektrodenleitung 42 konvergieren. Wie gezeigt wird, erstreckt sich eine zentrale Elektrode 105 zu dem proximalen Ende des Sondenschaftes für den Anschluss an ein Verbindungselement 19 (Fig. 2C). Der Rest der Elektroden 58 erstreckt sich durch einen Bereich des Sondenschaftes und ist elektrisch mit der zentralen Elektrode 105 gekoppelt, beispielsweise durch eine Schweißnaht, eine Lötverbindung oder eine Kräuselverbindung 100. Gemäß Fig. 24 weist eine elektrochirurgische Sonde 10 eine einzelne Elektrode 58 auf, die mit einzigen Elektrodenleitung 42 verbunden ist. Wie oben beschrieben wurde, sind die aktive und die Rückführelektrode mit einer Spannungsduelle 28 über ein Kabel 34 (siehe Fig. 1) verbunden.
Beide Konfigurationen für die einzige aktive Elektrode, die in den Fig. 21 bis 24 dargestellt sind, können mit der integralen Zuführanordnung und den Rückführelektroden benutzt werden, die oben in Verbindung mit den Fig. 2 bis 1 l, 30 und 31 beschrieben wurden. Als Alternative hierzu können diese Konfigurationen der Sonde in Körper-Hohlräumen betrieben werden, die bereits eine elektrisch leitende Flüssigkeit 50 enthalten, wodurch der Bedarf für entweder eine integrale Zuführung der Flüssigkeit oder eine elektrisch leitende Hülse entfällt, um eine Leitung für die Zuführung der elektrisch leitenden Flüssigkeit 50 zu bilden. Statt dessen würde eine elektrisch isolierende Abdeckung auf praktisch die gesamte Rückführelektrode 56 aufgebracht werden (anders als der proximale Bereich).
Fig. 15 stellt die Stromflusslinien dar, die einem elektrischen Feld 120 zugeordnet sind, das zwischen der aktiven und der Rückführelektroden 56, 58 entsteht, wenn eine Spannung zwischen Ihnen angelegt wird. Wie dargestellt, ist die Intensität des elektrischen Feldes in dem Bereich 88 an der Spitze der Elektrode 58 wesentlich höher, weil die Stromflusslinien in diesen Bereichen konzentriert sind. Diese hohe Intensität des elektrischen Feldes führt zu einem induzierten molekularen Durchschlag bzw. Durchbruch des Zielgewebes durch molekulare Dissoziation. Nach einer bevorzugten Ausführungsform reicht die Intensität des elektrischen Feldes aus, um die verdampfte, elektrisch leitende Flüssigkeit 50 in einer dünnen Schicht 124 zwischen der distalen Spitze 122 der aktiven Elektrode 58 und dem Zielgewebe 52 zu ionisieren, wie in Fig. 16 dargestellt ist. Die Dampfschicht 124 wird üblicher Weise eine Dicke von ungefähr 0,02 bis 2,0 mm haben.
Wie in Fig. 16 dargestellt ist, ionisiert das elektrische Feld die Dampfschicht aufgrund der Präsenz einer ionisierbaren Spezies (z. b. Natrium) in der Dampfschicht, um ein Plasma zu erzeugen. Diese Ionisierung induziert unter optimalen Bedingungen die Entladung der hochenergetischen Elektronen und/oder Photonen aus der Dampfschicht. Die Photonen und/oder die energetischen Elektronen verursachen eine Disintegration der Gewebemoleküle in der Nähe der Dampfschicht. Fig. 16 stellt die Abgabe von Bläschen 126 aus nichtkondensierbaren, gasförmigen Produkten dar, die sich aus Disintegration des Gewebes an der Zielstelle ergeben.
Das System und das Verfahren nach der vorliegenden Erfindung sind auch bei dermatologischen Behandlungen nützlich, d. h. für die Ablation von Oberflächen-Gewebe auf der äußeren Haut oder der Epidermis eines Patienten. Beispielsweise kann die Sonde nach der vorliegenden Erfindung für die Entfernung von Gewebe-Anomalitäten, Pigmentationen, wie beispielsweise Sommersprossen, Tattoos, Alters- oder Leberflecken, Muttermalen, bösartigen Melanomen und oberflächlichen Lentiginen in der Epidermis und anderem unerwünschen Gewebe, wie beispielsweise Gewebe mit weichem Fett, Angiodysplasia auf der Haut, z. B. Haut-Angloma, Gewebe von bösartigen Tumoren, Lumbago (d. h., Gewebeausstülpungen, die von der Wirbelsäule vorstehen) oder ähnliche Krankheiten benutzt werden. Darüber hinaus kann die Sonde nach der vorliegenden Erfindung für die Entfernung von Oberflächenschichten der Epidermis verwendet werden, um jünger aussehende Haut (Gewebeverjüngung) zur Verfügung zu stellen, oder um Gewebe während chirurgischer Operation einzuschneiden, zu teilen und durchzuschneiden.
Fig. 17 stellt eine beispielhafte Ausführungsform dar, bei der eine elektrochirurgische Sonde 130 dazu verwendet wird, Oberflächenschichten der Epidermis 140 zu entfernen. Die Sonde 130 enthält einen Schaft 132, der mit einem proximalen Handgriff 134 zum Halten und gesteuerten Bewegen des Schaftes 132 gekoppelt ist. Ähnlich wie bei den vorherigen Ausführungsformen enthält die Sonde 130 eine aktive Elektroden-Gruppe 136 an der distalen Spitze des Schaftes 132, eine ringförmige Rückführelektrode 138, die sich durch den Schaft 132 erstreckt und proximal von der aktiven Elektroden-Gruppe 136 ausgespart ist, und einen ringförmigen Lumen 142 zwischen der Rückführelektrode 138 und einer äußeren isolierenden Umhüllung 144. Die Sonde 130 enthält weiterhin eine Leitung 146 für die Flüssigkeitszufuhr, die an dem Handgriff 134 angebracht und in Fluidverbindung mit dem Lumen 142 und einem Quelle für ein elektrisch leitendes fluides Medium (nicht dargestellt) für die Zuführung des fluiden Mediums an der Rückführelektrode 138 vorbei zu der Zielstelle auf der Epidermis 140. Im Gegensatz zu der vorliegenden Erfindung ist in Fig. 17 die Elektrodengruppe 136 nach einer bevorzugten Ausführungsform bündig mit dem distalen Ende des Schaftes 132 oder distal von dem distalen Ende um eine kleine Strecke (in der Größenordnung von 0,005 Zoll) verlängert, um so die Tiefe der Ablation minimal zu machen. Nach einer bevorzugten Ausführungsform ist das distale Ende des Schaftes 132 abgeschrägt, um den Zugang und die Steuerung der Sonde 130 zu verbessern, während Epidermis-Gewebe behandelt wird.
Die Spannung wird nach einer bevorzugten Ausführungsform ausreichend sein, um hohe Intensitäten des elektrischen Feldes zwischen der aktiven Elektrodengruppe 136 und dem Epidermis-Gewebe 140 aufzubauen, und dadurch einen molekularen Durchschlag bzw. Durchbruch oder eine Disintegration von mehreren Zellschichten des Epidermis-Gewebes zu induzieren. Wie oben beschrieben wurde, wird eine ausreichende Spannung angelegt, um eine dünne Dampfschicht in dem elektrisch leitenden, fluiden Medium zu entwickeln und die verdampfte Schicht oder den verdampften Bereich zwischen der/den aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe zu ionisieren Energie in der Form von Photonen und/oder energetischen Elektronen wird von der Dampfschicht abgegeben, um das Epidermis- Gewebe durch Ablation abzutragen, wodurch die Nekrose des umgebenden Gewebes und der darunter liegenden Zelischichten, wie beispielsweise Zelistrukturen, in dem Stratum Lucidium und/oder Stratum Granulosum minimal gemacht wird.

Claims

1. Anordnung / Sonde zur Behandlung der Haut für die dermatologische Behandlung der Körperoberfläche eines Patienten mit:

einem Schaft (13, 132) mit einem proxunalen Ende und einem distalen Ende;

einer aktiven Elektrode, die in der Nähe des distalen Endes angeordnet ist und Elektzodenanschlüsse (53) aufweist, die in einer Trägermatrix (48) mit einer distalen Oberfläche (82) verankert sind, wobei die Anschlüsse (58) von der Oberfläche (82) ausgespart sind;

einer Rückführelektrode (56), die im Abstand von der Oberfläche angeordnet ist;

einer Einrichtung zur Einleitung eines elektrisch leitenden Fluids zu einer Ziel- Stelle bzw. -Fläche auf der Epidermis, um einen Stromflusspfad (83) zwischen der Oberfläche der aktiven Elektrode und der Rückführelektrode zu erzeugen;

wobei die aktive und die Rückführelektrode so konfiguriert sind, dass beim Anlegen einer ausreichend hohen Frequenz-Spannung zwischen ihnen die Flüssigkeit/das Fluid in einer dünnen Schicht über wenigstens einen Teil der aktiven Oberfläche verdampft wird;

einem Verbindungsglied (76) in der Nähe des proximalen Endes für die elektrische Kopplung der aktiven Elektrode mit einer elektrochirurgischen Energiequelle (38), um eine hochfrequente Spannung zwischen der Oberfläche der aktiven Elektrode und der Rückführelektrode bei Anwesenheit eines elektrisch leitenden Fluids anzulegen.

2. Anordnung/Sonde nach Anspruch 1, wobei die Oberfläche der aktiven Elektrode eine Elektrodengruppe mit einer Vielzahl von isolierten Elektrodenanschlüssen, bevorzugt zwischen 4 und 50 Elektrodenanschlüssen, aufweist, die bevorzugt in Abständen von 0,01 bis 5 mm voneinander angeordnet sind.

3. Anordnung/Sonde nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Elektrodenanschlüsse proximal in einem Abstand von 0,01 mm bis 1 mm ausgespart sind.

4. Anordnung/Sonde nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Abstand zwischen einer distalen Oberfläche der Elektrodenanschlüsse und einer elektrisch isolierenden Matrix auf der distalen Spitze der Sonde einstellbar ist.

5. Anordnung/Sonde nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei das distale Ende der Sonde abgeschrägt ist, um eine Translationsbewegung der Elektrodengruppe zu vereinfachen.

6. Anordnung/Sonde nach Anspruch 1, wobei die aktive Elektrode eine einzige aktive Elektrode aufweist.

7. Anordnung/Sonde nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Rückführelektrode einen Fluid-Pfad im elektrischen Kontakt mit der Rückführ-Elektrode und der aktiven Elektrode definiert, wobei der Fluid-Pfad einen Einlass hat, der angepasst ist, um in Fluid-Verbindung mit einem Vorrat für das elektrisch leitende Fluid gebracht zu werden.

8. System mit einer Anordnung/Probe nach Anspruch 7 in Kombination mit einem Vorrat für das elektrisch leitende Fluid, bevorzugt mit einer Leitfähigkeit von mehr als 2 mS/cm, besonders bevorzugt eine Salzlösung.