DE69937788T2

DE69937788T2 - System zur elektrochirurgischen wirbelsäulenchirurgie

Info

Publication number: DE69937788T2
Application number: DE69937788T
Authority: DE
Inventors: Ronald A. Belmont UNDERWOOD; Terry S. Cupertino DAVISON; Hira V. Los Altos THAPLIYAL; Philip E. Dublin Eggers
Original assignee: Arthrocare Corp
Current assignee: Arthrocare Corp
Priority date: 1998-02-20
Filing date: 1999-02-17
Publication date: 2008-12-11
Anticipated expiration: 2019-02-18
Also published as: CA2318891A1; US6540741B1; WO1999042037A1; JP2002503508A; US7449021B2; EP1061857A1; JP2008296034A; US6620155B2; MXPA00008132A; US7429260B2; US6712811B2; US6283961B1; US6929640B1; EP1061857A4; EP1061857B1; US20030040742A1; US6264651B1; AU3296199A; DE69937788D1; ATE381296T1

Description

VERWANDTE ANMELDUNGEN
Diese Anmeldung beansprucht die Priorität der US-Patentanmeldungen Nr. 09/026,851 und 09/026,698, beide am 20. Februar 1998 eingereicht (Anwaltsaktenzeichen S-2 bzw. S-3), bei denen es sich um Teilfortsetzungen der US-Patentanmeldung Nr. 08/690,159, eingereicht am 18. Juli 1996 (Anwaltsaktenzeichen 16238-001610) handelt.
WO-A-9 803 220 offenbart eine elektrochirurgische Vorrichtung zur Behandlung von Gewebe in der Wirbelsäule eines Patienten, welche aufweist:
einen Schaft mit einem proximalen Endabschnitt und einem distalen Endabschnitt,
eine Rückkehrelektrode am distalen Endabschnitt des Schaftes und
eine Hochfrequenz-Leistungsquelle, die mit der Rückkehrelektrode und dem Elektrodenanschluss verkoppelt ist, um Hochfrequenzspannungs-Unterschiede zwischen ihnen anzulegen.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein das Gebiet der Elektrochirurgie, und genauer chirurgische Vorrichtungen, die elektrische Hochfrequenzenergie verwenden, um Gewebe in Regionen der Wirbelsäule zu behandeln. Die vorliegende Erfindung eignet sich besonders für die Behandlung von Bandscheibenvorfällen.
Die Hauptursache für ständige, häufig lähmende Rückenschmerzen sind ein Bruch des Bandscheiben-Anulus, eine chronische Entzündung der Bandscheibe (z. B. ein Vorfall), oder eine relative Instabilität der Wirbelkörper, welche die Bandscheibe umgeben, beispielsweise die Instabilität, die oft aufgrund einer degenerativen Erkrankung vorkommt. Die Bandscheiben der Wirbelsäule dienen hauptsächlich dazu, die Wirbel zu polstern und festzuhalten, wodurch sie der Wirbelsäule des Patienten Flexibilität und Stabilität verleihen. Bandscheiben weisen ein zentrales hydrostatisches Polster, den Nucleus pulposis, auf, der von einem mehrlagigen Ligament, dem Anulus fibrosis, umgeben ist. Wenn Bandscheiben degenerieren, verlieren sie ihren Wassergehalt und ihre Höhe, wodurch die Wirbel einander näher kommen. Dies führt zu einer Schwächung der Stoßabsorptionseigenschaften der Bandscheibe und einer Verengung der Nervenöffnungen in den Seiten der Wirbelsäule, wodurch ein Nerv eingeklemmt werden kann. Diese Bandscheibendegeneration kann schließlich zu Rücken- und Beinschmerzen führen. Aufgrund einer Schwäche des Anulus wegen degenerativer Bandscheiben oder einer Bandscheibenverletzung können Fragmente des Nucleus pulposis aus dem Inneren der Bandscheibe in den Wirbelkanal wandern. Dort können ein verschobener Nucleus oder eine Protrusion des Anulus fibrosis, z. B. ein Vorfall bzw. eine Herniation, auf Nerven der Wirbelsäule treffen. Bereits die Nähe des Nucleus pulposis oder ein beschädigter Anulus an einem Nerv kann einen direkten Druck auf den Nerv bewirken, was zu Taubheit und Schwäche der Beinmuskeln führen kann.
Häufig kann eine Entzündung aufgrund eines Bandscheibenvorfalls erfolgreich anhand von nicht-chirurgischen Mitteln, wie Ruhe, Krankengymnastik, oraler Einnahme von entzündungshemmenden Medikamenten oder einer epiduralen Injektion von Kortikosteroiden, behandelt werden. In manchen Fällen ist das Bandscheibengewebe irreparabel geschädigt, weswegen eine Entfernung eines Teils der Bandscheibe oder der gesamten Bandscheibe nötig ist, um die Ursache der Entzündung und des Drucks zu entfernen. In schwereren Fällen müssen die benachbarten Wirbelkörper im Anschluss an die Entfernung des Bandscheibenmaterials stabilisiert werden, um zu verhindern, dass die lähmenden Rückschmerzen erneut auftreten. Ein Ansatz zur Stabilisierung der Wirbel, die so genannte Spinalfusion, besteht darin, ein Zwischenkörpertransplantat oder -implantat in den leeren Raum, der von der degenerativen Bandscheibe zurückgelassen wurde, einzuführen. Bei diesem Verfahren kann eine kleine Menge Knochen von anderen Teilen des Körpers, beispielsweise der Hüfte, gepfropft und in die Implantate gepackt werden. Dadurch kann der Knochen durch das Implantat und um dieses herum wachsen, wodurch die Wirbelkörper verbunden werden und der Schmerz gelindert wird.
Bis vor kurzem führten die Wirbelsäulen-Diskektomie- und -fusionsverfahren zu großen Operationen und traumatischen Trennungen von Muskeln sowie Knochenentnahme oder Knochenfusion. Um die Nachteile der traditionellen traumatischen Wirbelsäulen chirurgie zu überwinden, wurde die minimal-invasive Wirbelsäulenchirurgie entwickelt. In endoskopischen spinalen Verfahren wird der Wirbelsäulenkanal nicht verletzt und daher wird die epidurale Blutung mit darauf folgender Narbenbildung minimiert oder vollständig vermieden. Außerdem ist das Risiko der Instabilität wegen Ligament- und Knochenentfernung bei endoskopischen Verfahren im Allgemeinen geringer als bei einer offenen Diskektomie. Ferner erleichtert eine schnellere Rehabilitation eine schnellere Genesung und Arbeitsfähigkeit.
Minimal-invasive Techniken zur Behandlung von Wirbelsäulenerkrankungen oder -störungen schließen Chemonukleolyse, Lasertechniken und mechanische Techniken ein. Bei diesen Verfahren muss in der Regel der Chirurg einen Kanal oder Operationskorridor von der Außenoberfläche des Patienten zu der bzw. den Bandscheiben) bilden, um chirurgische Instrumente, Implantate und dergleichen dort hindurch führen zu können. In der Regel erfordert die Ausbildung dieses Operationskorridors die Entfernung von weichem Gewebe, Muskel oder anderen Arten von Gewebe, je nach dem Verfahren (d. h. laparoskopisch, thorakoskopisch, arthroskopisch, vom Rücken her, usw.). Dieses Gewebe wird üblicherweise mit mechanischen Instrumenten entfernt, beispielsweise mit Hypophysenzangen, Küretten, Greifern, Messern, Bohrern, Mikrodebridern und dergleichen. Leider verlängern diese mechanischen Instrumente das Verfahren und erhöhen dessen Komplexität. Außerdem verletzen diese Instrumente Blutgefäße im Gewebe, was üblicherweise zu starken Blutungen führt, welche die Sicht des Chirurgen auf die Zielstelle verstellen.
Sobald der Operationskorridor erstellt wurde, wird die Nervenwurzel retrahiert und die Bandscheibe wird zum Teil oder ganz mit mechanischen Instrumenten, beispielsweise mit einer Hypophysenzange, entfernt. Zusätzlich zu den oben genannten Problemen mit mechanischen Instrumenten bestehen ernste Bedenken, weil diese Instrumente nicht präzise sind und es häufig schwierig ist, während des Eingriffs zwischen dem Ziel-Bandscheibengewebe und anderen Strukturen in der Wirbelsäule, wie Knochen, Knorpel, Ligamenten, Nerven und Nicht-Zielgewebe, zu unterscheiden. Somit muss der Chirurg äußerst vorsichtig sein, um den Schaden am Knorpel und am Knochen in der Wirbelsäule zu minimieren und um die Schädigung von Nerven, wie den Spinalnerven und der Dura mater, welche die Wirbelsäule umgibt, zu vermeiden.
Zu Anfang wurden Laser als ideal für die Wirbelsäulenchirurgie angesehen, da Laser Gewebe mit Wärme ablatieren oder verdampfen, wobei diese Wärme auch dazu dient, die kleinen Blutgefäße im Gewebe zu kauterisieren und zu verschließen. Leider sind Laser sowohl teuer als auch bei diesen Eingriffen etwas umständlich zu handhaben. Ein weiterer Nachteil von Laser ist die Schwierigkeit, die Tiefe der Gewebeablation einzuschätzen. Da der Chirurg den Laser im Allgemeinen in Zielstellung bringt und abfeuert, ohne das Gewebe zu berühren, erhält er keinerlei taktiles Feedback, um zu beurteilen, wie tief der Laser schneidet. Da gesundes Gewebe, Knochen, Ligamente und spinale Nerven häufig eine große Nähe zu der Bandscheibe aufweisen, ist es entscheidend, eine minimale Tiefe der Gewebeschädigung einzuhalten, die mit einem Laser nicht immer gewährleistet werden kann.
Monopolare Funkfrequenzvorrichtungen wurden in begrenztem Umfang in der Wirbelsäulechirurgie verwendet, beispielsweise um verletzte Gefäße zu kauterisieren, um die Sicht zu verbessern. Diese monopolaren Vorrichtungen leiden jedoch an dem Nachteil, dass der elektrische Strom durch undefinierte Wege im Körper des Patienten fließt, wodurch das Risiko von unerwünschter elektrischer Stimulation an Teilen des Köpers des Patienten steigt. Da der definierte Weg durch den Körper des Patienten einen relativ hohen Widerstand aufweist (wegen der längeren Strecke oder der größeren Resistivität des Körpers des Patienten), müssen in der Regel außerdem große Spannungsunterschiede zwischen den Rückkehr- und den aktiven Elektroden angelegt werden, um einen Strom zu erzeugen, der sich für die Ablatierung oder Abtrennung des Zielgewebes eignet. Dieser Strom kann jedoch unbeabsichtigt auf Wegen im Körper fließen, die eine geringere Impedanz aufweisen als der definierte elektrische Weg, wodurch der Strom, der auf diesen Wegen fließt, erheblich verstärkt wird, was umgebendes Gewebe oder benachbarte periphere Nerven möglicherweise schädigt oder zerstört.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung schafft Systeme und Vorrichtungen zum selektiven Anlegen von elektrischer Energie an Strukturen im Körper eines Patienten, beispielsweise Gewebe in der Wirbelsäule bzw. dem Rückgrat oder in deren Umgebung. Die Systeme der vorliegenden Erfindung sind besonders geeignet für die Ablation, Resektion, Aspiration, Kollagenschrumpfung und/oder Hämostase von Gewebe und anderen Körperstrukturen bei der offenen und endoskopischen Wirbelsäulenchirurgie.
Die Erfindung wird von dem beigefügten Anspruchsatz definiert.
Ein Verfahren, das für die Behandlung von Bandscheibenvorfällen in der Wirbelsäule eines Patienten geschaffen wird, umfasst die Einführung einer elektrochirurgischen Sonde in die Wirbelsäule (entweder endoskopisch oder anhand eines offenen Verfahrens), so dass einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse zumindest in Teilkontakt oder in große Nähe zum Ziel-Bandscheibenvorfall gebracht werden können. Dann wird Hochfrequenzspannung zwischen dem einen oder den mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden angelegt, um ausreichend Energie an das Bandscheibengewebe anzulegen, um ein Volumen der Bandscheibe zu verringern, wodurch der Druck auf den Spinalnerv gelindert wird. In einer Ausführungsform reicht die Hochfrequenzspannung aus, um einen Teil des Nucleus pulposis zu ablatieren, entweder den extrudierten Abschnitt außerhalb des Anulus oder einen Teil des Pulposus oder den ganzen Pulposus innerhalb des Anulus. In einer anderen Ausführungsform wird der Elektrodenanschluss in den Anulus vorgeschoben und es wird genügend Hochfrequenzspannung angelegt, um die Kollagenfasern im Nucleus pulposis zu kontrahieren oder zu schrumpfen. Dies bewirkt, dass der Pulposus schrumpft und sich zurückzieht, so dass er nicht mehr an den Spinalnerv stößt. In anderen Ausführungsformen kann die vorliegende Erfindung verwendet werden, um sowohl den extrudierten Teil des Nucleus pulposis zu ablatieren als auch dann das innere Bandscheibenmaterial zu kontrahieren oder zu schrumpfen, um eine Reparierung des Anulus zu ermöglichen.
In einer speziellen Konfiguration wird elektrisch leitendes Fluid, wie isotonische Kochsalzlösung, zur Zielstelle zwischen dem Ziel-Bandscheibengewebe und dem Elektrodenanschluss geleitet. In monopolaren Ausführungsformen muss das leitende Fluid nur ausreichen, um den Elektrodenanschluss zu umgeben, um eine Fluidschicht zwischen dem Anschluss und dem Gewebe bereitzustellen. In bipolaren Ausführungsformen erzeugt das leitende Fluid vorzugsweise einen Stromweg zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden.
In Verfahren, welche die Kontraktion von Gewebe erfordern, wird Hochfrequenzspannung an den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse angelegt, um die Temperatur der Kollagenfasern im Gewebe an der Zielstelle von Körpertemperatur (etwa 37°C) auf eine Gewebetemperatur im Bereich von etwa 45°C bis 90°C, üblicherweise etwa 60°C bis 70°C zu erhöhen, um diese Kollagenfasern im Wesentlichen irreversibel zu kontrahieren. In einer bevorzugten Ausführungsform wird ein elektrisch leitendes Fluid zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden, die proximal zu dem einen bzw. zu den mehreren Elektrodenanschlüssen angeordnet sind, bereitgestellt, um für einen Stromflussweg von dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen weg vom Gewebe zu der einen bzw. zu den mehreren Rückkehrelektroden zu sorgen. Der Stromflussweg kann dadurch erzeugt werden, dass man ein elektrisch leitendes Fluid entlang eines Fluidwegs an der Rückkehrelektrode vorbei und zur Zielstelle leitet oder dass man ein viskoses elektrisch leitendes Fluid, wie ein Gel, zur Zielstelle leitet und den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse und die eine bzw. die mehreren Rückkehrelektroden in das leitende Gel taucht. Die Kollagenfasern können entweder dadurch erwärmt werden, dass man den elektrischen Strom bis auf eine ausgewählte Tiefe in das Gewebe leitet, bevor der Strom zu der bzw. den Rückkehrelektrode(n) zurückkehrt, und/oder dadurch, dass man das elektrisch leitende Fluid erwärmt und einen Strahl oder eine Wolke aus erwärmtem Fluid erzeugt, der bzw. die zum Zielgewebe gelenkt wird. In der letztgenannten Ausführungsform muss der elektrische Strom überhaupt nicht in das Gewebe eindringen. In beiden Ausführungsformen erhöhen das erwärmte Fluid und/oder elektrische Strom die Temperatur des Kollagens ausreichend, um eine hydrothermische Schrumpfung der Kollagenfasern zu bewirken.
In Verfahren, welche die Ablation von Gewebe erfordern, wird das Gewebe durch molekulare Dissoziations- oder Desintegrationsverfahren entfernt. In diesen Ausführungsformen reicht die Hochfrequenzspannung, die an den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse angelegt wird, aus, um ein elektrisch leitendes Fluid (z. B. Gel oder Kochsalzlösung) zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe zu verdampfen. In dem verdampften Fluid wird ein ionisiertes Plasma gebildet und geladene Teilchen (z. B. Elektronen) werden auf das Gewebe hin beschleunigt, um einen molekularen Zusammenbruch oder eine Desintegration mehrerer Zellschichten im Gewebe zu bewirken. Diese molekulare Dissoziation geht mit einer volumetrischen Entfernung des Gewebes einher. Die kurze Reichweite der beschleunigten geladenen Teilchen in der Plasmaschicht begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, um einen Schaden und eine Nekrose des darunter liegenden Gewebes zu minimieren. Dieser Prozess kann präzise gesteuert werden, um die volumetrische Entfernung von Gewebe, das lediglich 10 bis 150 Mikrometer dick ist, mit minimaler Erwärmung oder Schädigung von umgebenden oder darunter liegenden Gewebestrukturen zu bewirken. Eine vollständigere Beschreibung dieses Phänomens ist in dem gemeinsam innegehabten US-Patent Nr. 5,697,882 beschrieben.
In einem anderen Aspekt der Erfindung eignet sich die vorliegende Erfindung dazu, die Erzeugung eines Operationskorridors oder -kanals zwischen einer perkutanen Penetration der Außenhaut eines Patienten und einem Zielgebiet in der Wirbelsäule zu erleichtern. In der Regel wird dieser Operationskorridor dadurch erzeugt, dass zuerst einer oder mehrere Dilatoren durch die perkutane Penetration zum Zielgebiet in der Wirbelsäule eingeführt wird bzw. werden, und dann ein röhrenförmiger Retraktor oder ein ähnliches Instrument über dem größten Dilator eingeführt wird. Sobald dies geschehen ist, füllt sich das hohle Innere des Retraktors (welches als Operationskorridor für die Einführung der notwendigen Instrumente, wie des Endoskops, dient) in der Regel zum Teil mit weichem Gewebe, Muskel- und anderen Körperstrukturen. Die vorliegende Erfindung ist besonders nützlich, um diese Körperstrukturen präzise und schnell zu entfernen, um den Operationskorridor frei zu machen. Zu diesem Zweck wird eine elektrochirurgische Sonde gemäß der Erfindung in den hohlen Retraktor geführt, und einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse und eine oder mehrere Rückkehrelektroden werden neben oder in Kontakt mit dem weichen Gewebe oder anderen Körperstrukturen, die entfernt werden sollen, positioniert. Hochfrequenzspannung wird zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden angelegt, so dass das Gewebe entfernt wird.
Das Gewebe kann vollständig in situ mit den oben beschriebenen Mechanismen entfernt werden, oder das Gewebe kann teilweise ablatiert und teilweise herausgeschnitten und durch diesen Operationskorridor abgesaugt werden. In der letztgenannten Ausführungsform umfasst das Verfahren ferner das Absaugen von Gewebefragmenten und Fluid durch ein Aspirationslumen im elektrochirurgischen Instrument oder einem anderen Instrument. In einer bevorzugten Konfiguration schließt die Sonde eine oder mehrere Aspirationselektroden an oder nahe der distalen Öffnung des Aspirationslumen ein. In dieser Ausführungsform wird eine Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Aspirationselektroden und einer oder mehrerer Rückkehrelektroden (bei denen es sich um die gleichen Elektroden wie diejenigen, die verwendet werden, um Gewebe zu ablatieren, oder um andere handeln kann) angelegt, um die Gewebefragmente teilweise oder vollständig zu ablatieren, während sie in das Lumen gesaugt werden, wodurch ein Verstopfen des Lumens verhindert wird und der Gewebeentfernungsprozess beschleunigt wird.
Die vorliegende Erfindung bietet eine Reihe von Vorteilen gegenüber derzeitigen mechanischen und Laserverfahren für die Wirbelsäulenchirurgie. Die Fähigkeit, die volumetrische Entfernung von Gewebe exakt zu steuern, führt zu einem Gewebeablations- oder -entfernungsfeld, das sehr begrenzt, konsistent und vorhersagbar ist. Die geringe Tiefe der Gewebeerwärmung trägt auch dazu bei, die Schädigung von gesunden Gewebestrukturen, Knorpel, Knochen und/oder spinalen Nerven, die sich häufig unmittelbar neben dem Zielgewebe befinden, zu minimieren oder vollständig zu eliminieren. Außerdem werden gleichzeitig kleine Blutgefäße im Gewebe kauterisiert und verschlossen, während das Gewebe entfernt wird, wodurch während des Eingriffs eine kontinuierliche Hämostase aufrechterhalten wird. Dies vergrößert das Gesichtsfeld des Chirurgen und verkürzt den Eingriff. Da die vorliegende Erfindung die Verwendung eines elektrisch leitenden Fluids ermöglicht (im Gegensatz zu bipolaren und monopolaren elektrochirugischen Verfahren des Standes der Technik), kann isotonische Kochsalzlösung während des Eingriffs verwendet werden. Kochsalzlösung ist das bevorzugte Irrigationsmedium, da es die gleiche Konzentration hat wie die Körperfluide und daher nicht so stark in den Körper absorbiert wird wie andere Fluide.
Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung weisen im Allgemeinen eine elektrochirurgische Sonde oder einen Katheter mit einem Schaft mit proximalen und distalen Enden, einen oder mehrere Elektrodenanschlüsse am distalen Ende und einen oder mehrere Verbinder, welche den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse mit einer Quelle für elektrische Hochfrequenzenergie verkoppeln, auf. Für die endoskopische Wirbelsäulenchirurgie weist der Schaft einen distalen Endabschnitt auf, der so bemessen ist, dass er zwischen benachbarte Wirbel in der Wirbelsäule des Patienten passt. In einigen Ausführungsformen ist der distale Endabschnitt im Wesentlichen plan und bietet ein niedriges Profil, wodurch Zugang zu engen Räumen möglich ist, ohne eine durch die ärztliche Behandlung ausgelöste Verletzung umgebender Körperstrukturen oder Nerven, beispielsweise der Wirbel- oder Wirbelsäulennerven, zu riskieren. Üblicherweise weist der distale Endabschnitt eine zusammengesetzte Höhe (d. h. einschließlich der aktiven Elektrode(n)) von unter 2 mm und vorzugsweise von unter 1 mm auf.
Die Vorrichtung weist vorzugsweise ferner ein Fluidzufuhrelement zum Zuführen von elektrisch leitendem Fluid zu dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und der Zielstelle auf. Das Fluidzufuhrelement kann an der Sonde angeordnet sein, z. B. ein Fluidlumen oder ein Rohr, oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Alternativ dazu kann ein elektrisch leitendes Gel oder Spray, beispielsweise ein Kochsalzlösungs-Elektrolyt oder ein anderes leitfähiges Gel, an der Zielstelle aufgebracht werden. In dieser Ausführungsform muss die Vorrichtung kein Fluidzufuhrelement aufweisen. In beiden Ausführungsformen erzeugt das elektrisch leitende Fluid vorzugsweise einen Stromflussweg zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden. In einem Ausführungsbeispiel befindet sich die Rückkehrelektrode an der Sonde und ist ausreichend weit von dem bzw. den Elektrodenanschlüssen entfernt, um einen elektrischen Kurzschluss zwischen ihnen im Wesentlichen zu vermeiden oder zu minimieren und um die Rückkehrelektrode gegen Gewebe an der Zielstelle abzuschirmen.
In einer speziellen Konfiguration weist die elektrochirurgische Sonde ein elektrisch isolierendes Elektrodenträgerelement mit einer Gewebebehandlungs-Oberfläche am distalen Ende der Sonde auf. Einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse sind so mit dem Elektrodenträgerelement verkoppelt oder bilden mit diesem eine Einheit, dass der oder die Elektrodenanschlüsse einen Abstand zur Rückkehrelektrode aufweisen. In einer Ausführungsform weist die Sonde ein Elektroden-Array mit einer Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen auf, die so in das Elektrodenträgerelement eingebettet sind, dass die Elektrodenanschlüsse etwa 0,2 mm bis etwa 10 mm distal von der Gewebebehandlungs-Oberfläche des Elektrodenträgerelements verlaufen. In dieser Ausführungsform weist die Sonde ferner eines oder mehrere Lumina auf, um elektrisch leitendes Fluid zu einer oder mehreren Öffnungen um die Gewebebehandlungs-Oberfläche des Elektrodenträgerelements herum zu liefern. In einem typischen Ausführungsbeispiel verläuft das Lumen durch eine Fluidröhre außerhalb des Sondenschafts, die proximal zur Rückkehrelektrode endet.
Das System kann optional eine Temperatursteuereinrichtung aufweisen, die mit einem oder mehreren Temperatursensoren am oder nahe am distalen Ende der Sonde verkoppelt ist. Die Steuereinrichtung stellt die Ausgangsspannung der Leistungsquelle als Antwort auf einen Temperatursollwert und den gemessenen Temperaturwert ein. Der Temperatursensor kann beispielsweise ein Thermoelement sein, das sich in dem isolierenden Träger befindet und das eine Temperatur am distalen Ende der Sonde misst. In dieser Ausführungsform ist der Temperatursollwert vorzugsweise einer, der einer Gewebetemperatur entspricht, die beispielsweise dazu führt, dass sich Kollagengewebe zusammenzieht, d. h. etwa 60°C bis 70°C. Alternativ dazu kann der Temperatursensor die Gewebetemperatur direkt messen (z. B. ein Infrarotsensor).
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 ist eine perspektivische Darstellung eines elektrochirurgischen Systems gemäß der vorliegenden Erfindung, das eine Leistungsquelle und eine elektrochirurgische Sonde für Gewebeablation, -resektion, -inzision, -kontraktion und für die Gefäßhämostase aufweist;
2 ist eine Seitenansicht einer elektrochirurgischen Sonde gemäß der vorliegenden Erfindung;
3 ist eine Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts der Sonde von 2;
4 ist eine Endansicht der Sonde von 2 und zeigt ein Array von aktiven Elektrodenanschlüssen;
5 ist eine Explosionsansicht von elektrischen Verbindungen in der Sonde von 2;
6–10 sind Endansichten alternativer Ausführungsformen der Sonde von 2, die eine bzw. mehrere Aspirationselektroden aufweist;
11A–11C zeigen eine alternative Ausführungsform, die eine Gitterelektrode zum Ablatieren von angesaugten Gewebefragmenten aufweist;
12–15 zeigen ein Verfahren zur Durchführung einer mikroendoskopischen Diskektomie;
16 ist eine schematische Darstellung des proximalen Abschnitts eines anderen elektrochirurgischen Systems für die endoskopische Wirbelsäulenchirurgie, welches ein elektrochirurgisches Instrument gemäß der vorliegenden Erfindung aufweist;
17 ist eine vergrößerte Ansicht eines distalen Abschnitts des elektrochirurgischen Instruments von 16;
18 zeigt ein Verfahren zum Ablatieren eines Gewebevolumens vom Nucleus pulposis eines Bandscheibenvorfalls mit dem elektrochirurgischen System von 16;
19 zeigt eine plane Ablationssonde zum Ablatieren von Gewebe in begrenzten Räumen des Körpers eines Patienten gemäß der vorliegenden Erfindung;
20 zeigt einen distalen Abschnitt der planen Ablationssonde von 19;
21A ist eine vordere Schnittansicht der planen Ablationssonde und zeigt ein Array von halbzylindrischen aktiven Elektroden;
21B ist eine vordere Schnittansicht einer alternativen planen Ablationssonde und zeigt ein Array von aktiven Elektroden mit entgegengesetzten Polaritäten;
22 ist eine Draufsicht, teilweise geschnitten, des Arbeitsendes der planen Ablationssonde von 19;
23 ist eine seitliche Querschnittsansicht des Arbeitsendes der planen Ablationssonde und zeigt die elektrische Verbindung mit einer der aktiven Elektroden von 22;
24 ist eine seitliche Querschnittsansicht des proximalen Endes der planen Ablationssonde und zeigt die elektrische Verbindung mit einem Leistungsquellenverbinder;
25 ist eine schematische Darstellung der Ablation von Meniskusgewebe, das sich nahe am Gelenkknorpel zwischen der Tibia und dem Femur eines Patienten befindet, mit der Ablationssonde von 19;
26 ist eine vergrößerte Darstellung des distalen Abschnitts der planen Ablationssonde und zeigt eine Ablation oder Abtrennung von Meniskusgewebe;
27 zeigt ein Verfahren zur Ablatierung von Gewebe mit einer planen Ablationssonde, die eine einzige aktive Elektrode aufweist;
28 ist eine schematische Darstellung der Ablation von weichem Gewebe von benachbarten Oberflächen der Wirbel mit der planen Ablationssonde der vorliegenden Erfindung;
29 ist eine perspektivische Darstellung einer alternativen Ausführungsform der planen Ablationssonde, die eine keramische Trägerstruktur mit darauf gedruckten leitfähigen Streifen aufweist;
30 ist eine Draufsicht, teilweise geschnitten, der planen Ablationssonde von 29;
31 ist eine Endansicht der Sonde von 30;
32A und 32B zeigen eine alternative Käfigaspirationselektrode zur Verwendung mit den elektrochirurgischen Sonden, die in 2–11 dargestellt sind;
33A–33C zeigen eine alternativ geformte kuppelförmige Aspirationselektrode zur Verwendung mit den elektrochirurgischen Sonden von 2–11; und
34–36 zeigen ein weiteres System der vorliegenden Erfindung für die perkutane Kontrahierung von Kollagenfasern in einer Bandscheibe mit einem kleinen, nadelgroßen Instrument.
BESCHREIBUNG SPEZIELLER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung schafft Systeme für die selektive Anlegung von elektrischer Energie an einen Zielort in oder am Körper eines Patienten, insbesondere an Gewebe oder andere Körperstrukturen in der Wirbelsäule. Diese Verfahren schließen Laminektomie-/Diskektomieverfahren zur Behandlung von Bandscheibenvorfällen, dekompressive Laminektomie für eine Stenose in der lumbosakralen und zervikalen Wirbelsäule, mediale Facettektomie, posteriore lumbosakrale und zervikale Spinalfusionen, Behandlung von Skoliose, die mit Wirbelsäulenerkrankung assoziiert ist, Foraminotomien, um das Dach der intervertebralen Foramina zu entfernen, um einen Druck auf die Nervenwurzel zu lindern, und anterior zervirkale und lumbare Diskektomien ein. Diese Verfahren können durch offene Eingriffe oder mittels minimal-invasiver Techniken, wie Thorakoskopie, Arthroskopie, Laparoskopie oder dergleichen, durchgeführt werden.
In der vorliegenden Erfindung wird eine elektrische Hochfrequenz(RF)-Energie an einen oder mehrere Anschlüsse in Anwesenheit eines elektrisch leitenden Felds angelegt, um die Struktur von Gewebestrukturen zu entfernen und/oder zu modifizieren. Abhängig vom jeweiligen Verfahren kann die vorliegende Erfindung verwendet werden, um: (1) Gewebe, Knochen, Ligament oder Knorpel volumetrisch zu entfernen (d. h. die Körperstruktur zu ablatieren oder deren molekulare Dissoziation zu bewirken); (2) Gewebe oder andere Körperstrukturen abzutrennen oder herauszuschneiden; (3) Kollagenbindegewebe zu schrumpfen oder zu kontrahieren; und/oder (4) verletzte Blutgefäße zu koagulieren.
In einigen Verfahren, z. B. bei der Schrumpfung des Nucleus pulposis in vorgefallenen Bandscheiben, ist es erwünscht, Kollagenbindegewebe an der Zielstelle zu schrumpfen oder zu kontrahieren. In diesen Verfahren erwärmt die RF-Energie das Gewebe direkt mittels des elektrischen Stroms, der hindurch fließt, und/oder indirekt durch die Einwirkung von Fluid, das mit RF-Energie erwärmt wurde, auf das Gewebe, um die Gewebetemperatur von normaler Körpertemperatur (z. B. 37°C) auf Temperaturen im Bereich von 45°C bis 90°C, vorzugsweise im Bereich von etwa 60°C bis 70°C, zu erhöhen. Die Wärmeschrumpfung der Kollagenfasern findet in einem kleinen Temperaturbereich statt, der für Säugerkollagen im Bereich von 60°C bis 70°C liegt (Deak, G. et al., „The Thermal Shrinkage Process of Collagen Fibres as Revealed by Polarization Optical Analysis of Topooptical Staining Reactions", Acta Morphologica Acad. Sci. of Hungary, Bd. 15(2), S. 195–208, 1967). Kollagenfasern machen in der Regel im Bereich von 60°C bis 70°C eine Wärmeschrumpfung durch. Frühere Forschungsberichte schreiben die Wärmeschrumpfung des Kollagens der Spaltung der internen stabilisierenden Querverbindungen in der Kollagenmatrix zu (Deak, ibid.). Es wurde auch berichtet, dass, wenn die Kollagentemperatur über 70°C erhöht wird, die Kollagenmatrix sich wieder zu entspannen beginnt und der Schrumpfungseffekt umgekehrt wird, was netto zu keiner Schrumpfung führt (Allain, J. C. et al., „Isometric Tensions Developed During the Hydrothermal Swelling of Rat Skin," Connective Tissue Research, Bd. 7, S. 127–133, 1980). Infolgedessen ist die gesteuerte Erwärmung von Gewebe auf eine präzise Tiefe kritisch für die Erreichung einer therapeutischen Kollagenschrumpfung. Eine ausführlichere Beschreibung der Kollagenschrumpfung findet sich in der US-Patentanmeldung Nr. 08/942,580, eingereicht am 2. Oktober 1997 (Anwaltsaktenzeichen 16238-001300), durch Bezugnahme bereits hierin aufgenommen.
Die bevorzugte Erwärmungstiefe, um die Kollagenschrumpfung in der erwärmten Region zu bewirken (d. h. die Tiefe, bis zu der das Gewebe auf Temperaturen zwischen 60°C bis 70°C) erwärmt wird, hängt im Allgemeinen von (1) der Dicke des Gewebes, (2) dem Ort der nahe liegenden Strukturen (z. B. Nerven), die keinen schädigenden Temperaturen ausgesetzt werden sollten, und/oder (3) dem Volumen der Kontraktion, das gewünscht wird, um Druck auf den Spinalnerv zu lindern, ab. Die Erwärmungstiefe liegt üblicherweise im Bereich von 0 bis 3,5 mm. Im Falle von Kollagen im Nucleus pulposis liegt die Erwärmungstiefe vorzugsweise im Bereich von etwa 0 bis etwa 2,0 mm.
In einem anderen Verfahren werden die Gewebestrukturen volumetrisch entfernt oder ablatiert. In diesem Verfahren wird ein Hochfrequenzspannungs-Unterschied zwischen einem oder mehreren Elektrodenanschlüssen und einer oder mehreren Rückkehrelektroden angelegt, um hohe elektrische Feldstärken in der Nachbarschaft der Zielstelle zu entwickeln. Die hohen elektrischen Feldstärken führen zu durch elektrische Felder induzierten molekularen Zusammenbrüchen von Zielgewebe durch molekulare Dissoziation (statt Wärmeverdampfung oder -carbonisierung). Der Anmelder glaubt, dass die Gewebestruktur durch molekulare Desintegration größerer organischer Moleküle in kleinere Moleküle und/oder Atome, wie Wasserstoff, Oxide von Kohlenstoff, Kohlenwasserstoffe und Stickstoffverbindungen, volumetrisch entfernt wird. Diese molekulare Desintegration entfernt die Gewebestruktur vollständig, im Gegensatz zur Dehydration des Gewebematerials durch die Entfernung von Flüssigkeit in den Zellen des Gewebes, wie es in der Regel bei der elektrochirurgischen Desikkation und Verdampfung der Fall ist.
Die hohen elektrischen Feldstärken können durch Anlegen einer Hochfrequenzspannung erzeugt werden, die ausreicht, um ein elektrisch leitendes Fluid über mindestens einem Teil des bzw. der Elektrodenanschlüsse in der Region zwischen der distalen Spitze des bzw. der Elektrodenanschlüsse und dem Zielgewebe zu verdampfen. Das elektrisch leitähige Fluid kann ein Gas oder eine Flüssigkeit sein, beispielsweise isotonische Kochsalzlösung, das bzw. die an die Zielstelle geleitet wird, oder ein viskoses Fluid, wie ein Gel, das sich an der Zielstelle befindet. In der letztgenannten Ausführungsform wird der Elektrodenanschluss bzw. werden die Elektrodenanschlüsse während des chirurgischen Eingriffs in das elektrisch leitende Gel getaucht. Da die Dampfschicht oder die verdampfte Region einen relativ hohen elektrischen Widerstand aufweist, erhöht sie den Spannungsunterschied zwischen der Spitze des Elektrodenanschlusses und dem Gewebe und bewirkt eine Ionisierung innerhalb der Dampfschicht aufgrund der Anwesenheit einer ionisierbaren Spezies (z. B. Natrium, wenn es sich bei dem elektrisch leitenden Fluid um isotonische Kochsalzlösung handelt). Die Ionisierung induziert unter optimalen Bedingungen die Entladung von energetischen Elektronen und Photonen aus der Dampfschicht und an die Oberfläche des Zielgewebes. Diese Energie kann in Form von energetischen Photonen (z. B. ultravioletter Strahlung), energetischen Teilchen (z. B. Elektronen) oder einer Kombination davon vorliegen. Eine ausführlichere Beschreibung dieses Kaltablationsphänomens, der so genannten Coblation^TM, findet sich in dem gemeinsam innegehabten US-Patent Nr. 5,697,882 .
Die vorliegende Erfindung legt hochfrequente (RF) elektrische Energie in einer elektrisch leitenden Fluidumgebung an, um eine Gewebestruktur zu entfernen (d. h. herauszuschneiden, abzuschneiden oder zu ablatieren) oder zu kontrahieren, und um durchtrennte Gefäße in der Region des Zielgewebes zu verschließen. Die vorliegende Erfindung ist besonders geeignet für die Verschließung größerer arterieller Gefäße, z. B. in der Größenordnung von 1 mm oder mehr. In einigen Ausführungsformen wird eine Hochfrequenz-Leistungsquelle bereitgestellt mit einem Ablationsmodus, wobei eine erste Spannung an einen Elektrodenanschluss angelegt wird, die ausreicht, um eine molekulare Dissoziation oder Desintegration des Gewebes zu bewirken, und mit einem Koagulationsmodus, wobei eine zweite, niedrigere Spannung an den Elektrodenanschluss angelegt wird (entweder an die gleiche oder eine andere Elektrode), die ausreicht, um eine Hämostase verletzter Gefäße im Gewebe zu erreichen. In anderen Ausführungsformen wird eine elektrochirurgische Sonde bereitgestellt, die eine oder mehrere Koagulationselektroden, die so konfiguriert sind, dass sie ein verletztes Gefäß, beispielsweise ein arterielles Gefäß, verschließen, und einen oder mehrere Elektrodenanschlüsse aufweist, die konfiguriert werden, um entweder die Kollagenfasern im Gewebe zu kontrahieren oder um das Gewebe zu entfernen (zu ablatieren), z. B. durch Anlegen von genug Energie an das Gewebe, um eine molekulare Dissoziation zu bewirken. In den letztgenannten Ausführungsformen kann bzw. können die Koagulationselektrode(n) so konfiguriert sein, dass eine einzige Spannung angelegt werden kann, um mit der bzw. den Koagulationselektroden zu koagulieren und um mit dem bzw. den Elektrodenanschlüssen zu ablatieren oder zu kontrahieren. In anderen Ausführungsformen wird die Leistungsquelle mit der Koagulationssonde kombiniert, so dass die Koagulationselektrode verwendet wird, wenn die Leistungsquelle im Koagulationsmodus (niedere Spannung) ist, und der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse verwendet werden, wenn die Leistungsquelle im Ablationsmodus ist (höhere Spannung).
In dem Verfahren werden einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse in große Nähe zum Gewebe einer Zielstelle gebracht, und die Leistungsquelle wird im Ablationsmodus aktiviert, so dass genügend Spannung zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Rückkehrelektrode angelegt wird, um das Gewebe durch molekulare Dissoziation zu entfernen, wie nachstehend beschrieben. Während dieses Prozesses werden Gefäße im Gewebe verletzt. Kleinere Gefäße werden mit dem System und dem Verfahren der vorliegenden Erfindung automatisch verschlossen. Größere Gefäße und solche mit einer höheren Strömungsrate, wie arterielle Gefäße, können im Ablationsmodus möglicherweise nicht automatisch verschlossen werden. In diesen Fällen können die verletzten Gefäße durch Aktivierung einer Steuerung (z. B. eines Fußpedals), um die Spannung der Leistungsquelle auf den Koagulationsmodus zu senken, verschlossen werden. In diesem Modus können die Elektrodenanschlüsse gegen das verletzte Gefäß gedrückt werden, um für eine Verschließung und/oder Koagulation des Gefäßes zu sorgen. Alternativ dazu kann eine Koagulationselektrode, die sich an der gleichen oder einer anderen Sonde befindet, gegen das verletzte Gefäß gedrückt werden. Sobald das Gefäß auf angemessene Weise verschlossen wurde, aktiviert der Chirurg eine andere Steuerung (z. B. ein anderes Fußpedal), um die Spannung der Leistungsquelle wieder auf den Ablationsmodus zu erhöhen.
Die vorliegende Erfindung eignet sich besonders gut für die Entfernung oder Ablatierung von Gewebe um Nerven herum, wie spinalen oder kranialen Nerven, z. B. von Rückenmark und der umgebenden Dura mater. Einer der signifikanten Nachteile von Schneidern, Greifern und Lasern des Standes der Technik ist, dass diese Vorrichtungen nicht zwischen dem Zielgewebe und den umgebenden Nerven oder Knochen unterscheiden. Daher muss der Chirurg während dieser Verfahren extrem vorsichtig sein, um eine Schädigung der Knochen und Nerven im Rückenmark und in dessen Umgebung zu vermeiden. In der vorliegenden Erfindung führt das Coblation^TM-Verfahren zur Entfernung von Gewebe zu extrem geringen Tiefen, in denen eine Nebenschädigung von Gewebe auftritt, wie oben erörtert wurde. Dadurch kann der Chirurg Gewebe näher am Nerv entfernen, ohne eine Nebenschädigung der Nervenfasern zu bewirken.
Zusätzlich zur allgemein präzisen Natur der neuartigen Mechanismen der vorliegenden Erfindung hat der Anmelder ein weiteres Verfahren zur Gewährleistung, dass angrenzende Nerven während der Gewebeentfernung nicht beschädigt werden, gefunden. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden Systeme geschaffen zur Unterscheidung zwischen dem Fettgewebe, welches Nervenfasern unmittelbar umgibt, und dem normalen Gewebe, das während des Eingriffs entfernt werden soll. Nerven weisen in der Regel eine Bindegewebshülle, oder ein Endoneurium, auf, das die Nervenfaserbündel umschließt, um diese Nervenfasern zu schützen. Diese schützende Gewebehülle umfasst in der Regel ein Fettgewebe (z. B. ein adipöses Gewebe) mit wesentlich anderen elektrischen Eigenschaften als das normale Zielgewebe, wie die Bandscheibe und anderes umgebendes Gewebe, das beispielsweise während spinalen Eingriffen von der Wirbelsäule entfernt wird. Das System der vorliegenden Erfindung misst die elektrischen Eigenschaften des Gewebes an der Spitze der Sonde mit einem oder mehreren Elektrodenanschlüssen. Diese elektrischen Eigenschaften können eine elektrische Leitfähigkeit bei einer, bei mehreren oder in einem Bereich von Frequenzen (z. B. im Bereich von 1 kHz bis 100 MHz), die dielektrische Konstante, die Kapazitanz oder eine Kombination davon einschließen. In dieser Ausführungsform kann ein hörbares Signal erzeugt werden, wenn die Sensorelektrode(n) an der Spitze der Sonde das Fettgewebe entdeckt, welches einen Nerv umgibt, oder es kann eine direkte Rückmeldungssteuerung vorgesehen sein, um Leistung nur dann zu dem bzw. den Elektrodenanschlüssen zu liefern, entweder zu einzelnen davon oder zum kompletten Elektroden-Array, wenn und während das Gewebe, auf das die Spitze des Arbeitsendes der Sonde stößt, aufgrund der gemessenen elektrischen Eigenschaften normales Gewebe ist.
In einer Ausführungsform sind die strombegrenzenden Elemente (die nachstehend ausführlich erörtert werden) so konfiguriert, dass die Elektrodenanschlüsse ab- oder ausgeschaltet werden, wenn der elektrische Widerstand eine Schwellenwert erreicht. Wenn dieser Schwellenwert auf den Widerstand des Fettgewebes, welches Nerven umgibt, eingestellt ist, schalten die Elektrodenanschlüsse jedes Mal ab, wen sie mit Nerven in Kontakt oder in große Nähe zu diesen kommen. Dabei fahren die anderen Elektrodenanschlüsse, die mit Nasengewebe in Kontakt stehen oder diesem sehr nahe sind, fort, elektrischen Strom zur Rückkehrelektrode zu liefern. Diese selektive Ablation oder Entfernung von Gewebe mit geringerem Widerstand ermöglicht es dem Chirurgen in Kombination mit dem Coblation^TM-Mechanismus der vorliegenden Erfindung, Gewebe um Nerven oder Knochen präzise zu entfernen.
Zusätzlich zu den obigen Ausführungen hat der Anmelder gefunden, dass der Coblation^TM-Mechanismus der vorliegenden Erfindung manipuliert werden kann, um bestimmte Gewebestrukturen zu ablatieren oder zu entfernen, wobei andere Gewebestrukturen kaum beeinträchtigt werden. Wie oben erörtert, verwendet die vorliegende Erfindung eine Technik, bei der elektrisch leitendes Fluid verdampft wird, um eine Plasmaschicht oder -tasche um den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse zu bilden, und dann die Entladung von Energie aus dieser Plasma- oder Dampfschicht induziert wird, um die molekularen Bindungen der Gewebestruktur zu zerbrechen. Auf der Basis von anfänglichen Versuchen glauben die Anmelder, dass die freien Elektronen in der ionisierten Dampfschicht in starken elektrischen Feldern nahe der bzw. den Elektrodenspitze(n) beschleunigt werden. Wenn die Dichte der Dampfschicht (oder innerhalb einer Blase, die in der elektrisch leitenden Flüssigkeit gebildet wird) ausreichend niedrig wird (d. h. weniger als ungefähr 10²⁰ Atome/cm³ bei wässrigen Lösungen), nimmt der mittlere freie Weg der Elektronen zu, wodurch anschließend injizierte Elektronen in die Lage versetzt werden, eine Aufprallionisierung innerhalb dieser Regionen niedriger Dichte (d. h. Dampfschichten oder -blasen) zu bewirken. Energie, die von den energetischen Elektronen freigesetzt wird (z. B. 4 bis 5 eV) kann anschließend ein Molekül bombardieren und dessen Bindungen zerbrechen, wodurch ein Molekül in freie Radikale dissoziiert, die sich dann zu fertigen gasförmigen oder flüssigen Spezies kombinieren.
Die Energie, die von den energetischen Elektronen freigesetzt wird, kann durch Einstellen einer Reihe von Faktoren variiert werden, wie: der Zahl der Elektrodenanschlüsse; der Größe und dem Abstand der Elektroden; der Oberfläche der Elektroden; der Schroffheit und scharfer Kanten an den Elektrodenoberflächen; den Elektrodenmaterialien; der angelegten Spannung und Leistung; Strombegrenzungsmitteln, wie Induktoren; der elektrischen Leitfähigkeit des Fluids, das mit den Elektroden in Kontakt steht; der Dichte des Fluids und anderen Faktoren. Somit können diese Faktoren manipuliert werden, um das Energieniveau der erregten Elektronen zu steuern. Da verschiedene Gewebestrukturen verschiedene molekulare Bindungen aufweisen, kann die vorliegende Erfindung so konfiguriert werden, dass sie die molekularen Bindungen eines bestimmten Gewebes aufbricht, während sie eine zu geringe Energie aufweist, um die molekularen Bindungen anderer Gewebe zu zerbrechen. Beispielsweise weist Fettgewebe (z. B. adipöses) Gewebe Doppelbindungen auf, die ein erheblich höheres Energieniveau benötigen als 4 bis 5 eV, um zu brechen. Somit ablatiert oder entfernt die vorliegende Erfindung in ihrer aktuellen Konfiguration solches Fettgewebe nicht. Natürlich können Faktoren so geändert werden, dass diese Doppelbindungen zerbrochen werden können (z. B. durch Erhöhen der Spannung oder Ändern der Elektrodenkonfiguration, um die Stromdichte an den Elektrodenspitzen zu erhöhen).
Die elektrochirurgische Sonde oder der Katheter weist einen Schaft oder ein Handstück mit einem proximalen Ende und einem distalen Ende auf, das einen oder mehrere Elektrodenanschlüsse trägt. Der Schaft oder das Handstück können eine große Vielfalt von Konfigurationen annehmen, wobei der primäre Zweck ist, die aktive Elektrode mechanisch zu stützen und den behandelnden Arzt in die Lage zu versetzen, die Elektrode von einem proximalen Ende des Schafts aus zu manipulieren. Der Schaft kann starr oder flexibel sein, wobei flexible Schäfte optional mit einem im Allgemeinen starren externen Rohr kombiniert werden können, um mechanische Unterstützung zu erhalten. Flexible Schäfte können mit Zugdrähten, Formgedächtnis-Stellgliedern und anderen bekannten Mechanismen kombiniert werden, um eine selektive Ablenkung des distalen Endes des Schaftes zu erreichen, um die Positionierung des Elektroden-Array zu erleichtern. Der Schaft weist üblicherweise eine Vielzahl von Drähten oder anderen leitfähigen Elementen auf, die axial hindurch laufen, um eine Verbindung des Elektroden-Array mit einem Verbinder am proximalen Ende des Schafts zu ermöglichen.
Für endoskopische Eingriffe in der Wirbelsäule weist die Welle einen geeigneten Durchmesser und eine geeignete Länge auf, damit der Chirurg die Zielstelle (z. B. eine Bandscheibe) erreichen kann, indem er den Schaft durch die Brusthöhle, den Bauch oder dergleichen vorschiebt. Somit weist der Schaft üblicherweise eine Länge im Bereich von etwa 5,0 bis 30,0 cm und einen Durchmesser im Bereich von etwa 0,2 mm bis etwa 20 mm auf. Alternativ dazu kann der Schaft bei einer posterioren Herangehensweise direkt durch den Rücken des Patienten vorgeschoben werden, was die erforderliche Länge des Schafts erheblich verkürzen würde. Spezielle Schaftdesigns werden im Folgenden in Verbindung mit den Figuren ausführlich beschrieben.
In einer alternativen Ausführungsform kann die Sonde eine lange, dünne Nadel (z. B. in der Größenordnung von etwa 1 mm Durchmesser oder weniger) umfassen, die perkutan durch den Rücken des Patienten direkt in die Wirbelsäule eingeführt werden kann (siehe 34–36). Die Nadel weist eine oder mehrere aktive Elektroden auf, um elektrische Energie an Gewebe in der Wirbelsäule anzulegen. Die Nadel kann eine oder mehrere Rückkehrelektroden aufweisen oder die Rückkehrelektrode kann am Rücken des Patienten als dispersives Pad befestigt werden. In jeder Ausführungsform wird genügend elektrische Energie durch die Nadel hindurch an die aktive(n) Elektrode(n) angelegt, um entweder die Kollagenfasern in der Bandscheibe zu schrumpfen oder Gewebe in der Bandscheibe zu ablatieren.
Der Stromflussweg zwischen dem bzw. den Elektrodenanschlüssen und der bzw. den Rückkehrelektroden kann durch Eintauchen der Gewebeteile in ein elektrisch leitendes Fluid (z. B. in eine Flüssigkeit oder ein viskoses Fluid, wie ein elektrisch leitfähiges Gel) oder durch Leiten eines elektrisch leitenden Fluids auf einem Fluidweg zur Zielstelle (d. h. einer Flüssigkeit, wie isotonischer Kochsalzlösung, oder eines Gases, wie Argon) erzeugt werden. Dieses letztgenannte Verfahren ist besonders wirksam in einer trockenen Umgebung (d. h. das Gewebe wird nicht in Fluid getaucht), da das elektrisch leitende Fluid einen geeigneten Stromflussweg vom Elektrodenanschluss zur Rückkehrelektrode bereitstellt. Eine vollständigere Beschreibung eines Verfahrensbeispiels für die Leitung von elektrisch leitfähigem Fluid zwischen den aktiven und den Rückkehrelektroden wird im US-Patent Nr. 5,697,536 beschrieben.
Bei einigen Verfahren kann es auch notwendig sein, das elektrisch leitfähige Fluid zurückzugewinnen oder abzusaugen, nachdem es zur Zielstelle geleitet wurde. Außerdem kann es wünschenswert sein, kleine Gewebestücke, die durch die Hochfrequenzenergie nicht vollständig zerlegt wurden, oder andere Fluide an der Zielstelle, wie Blut, Schleim, die gasförmigen Ablationsprodukte usw., abzusaugen. Somit weist das System der vorliegenden Erfindung üblicherweise ein Sauglumen in der Sonde oder an einem anderen Instrument auf, um Fluide von der Zielstelle abzusaugen. Außerdem kann die Erfindung eine oder mehrere Aspirationselektroden aufweisen, die mit dem distalen Ende des Sauglumens verkoppelt sind, um das Volumen von nicht-ablatierten Gewebefragmenten, die in das Lumen gesaugt werden, zu ablatieren oder zumindest zu reduzieren. Die Aspirationselektrode(n) dient bzw. dienen hauptsächlich dazu, ein Verstopfen des Lumens zu verhindern, das andernfalls stattfinden könnte, wenn größere Gewebefragmente dort hineingezogen werden. Die Aspirationselektrode(n) kann bzw. können sich von der bzw. den Elektrodenanschlüssen unterscheiden, oder die gleiche(n) Elektrode(n) kann bzw. können beide Funktionen erfüllen. Eine vollständigere Beschreibung der Sonden, die (eine) Aspirationselektrode(n) enthalten, findet sich in der gemeinsam inngehabten, mitanhängigen US-Patentanmeldung Nr. 09/010,382, eingereicht am 21. Januar 1998.
Die vorliegende Erfindung kann einen einzelnen aktiven Elektrodenanschluss oder ein Elektroden-Array, das über eine Kontaktfläche einer Sonde verteilt ist, aufweisen. In der letztgenannten Ausführungsform weist das Elektroden-Array üblicherweise eine Vielzahl von unabhängig strombegrenzten und/oder leistungsgesteuerten Elektrodenanschlüssen für die selektive Anlegung von elektrischer Energie an das umgebende Gewebe bei gleichzeitiger Begrenzung der unerwünschten Anlegung von elektrischer Energie an die Umgebung als Folge einer Leistungsabgabe in die umgebenden elektrisch leitfähigen Flüssigkeiten, wie Blut, normale Kochsalzlösung, elektrisch leitendes Gel und dergleichen, auf. Die Elektrodenanschlüsse können durch Isolieren der Anschlüsse gegen einander und durch Verbinden jedes Anschlusses mit einer separaten Leistungsquelle, die gegen die anderen Elektrodenanschlüsse isoliert ist, unabhängig strombegrenzt werden. Alternativ dazu können die Elektrodenanschlüsse am proximalen oder am distalen Enden der Sonde miteinander verbunden werden, um einen einzelnen Draht zu bilden, der mit einer Leistungsquelle verkoppelt ist.
In einigen Ausführungsformen weist bzw. weisen die aktive(n) Elektrode(n) einen aktiven Abschnitt oder eine aktive Oberfläche mit Oberflächengeometrien aus, die so geformt sind, dass sie die elektrische Feldstärke und die damit verbundene Stromdichte entlang der führenden Kanten der Elektroden fördern. Geeignete Oberflächengeometrien können durch Erzeugen von Elektrodenformen, die vorzugsweise scharfe Kanten aufweisen, oder durch Erzeugen von Schroffheiten oder anderen Oberflächenrauigkeiten auf der bzw. den aktiven Oberfläche(n) der Elektroden erhalten werden. Elektrodenformen gemäß der vorliegenden Erfindung können die Verwendung von geformtem Draht (z. B. durch Ziehen eines runden Drahtes durch eine Formdüse) einschließen, um Elektroden mit einer Vielzahl von Querschnittsformen, wie quadratischen, rechtwinkligen, L- oder V-förmigen oder dergleichen, zu bilden. Elektrodenkanten können auch durch Entfernen eines Teils der länglichen Metallelektrode, um den Querschnitt umzuformen, erzeugt werden. Beispielsweise kann Material entlang einer runden oder hohlen Drahtelektrode abgeschliffen werden, um D- bzw. C-förmige Drähte zu bilden, deren Kanten auf die Bearbeitungsrichtung gerichtet sind. Alternativ dazu kann Material in eng beabstandeten Intervallen entlang der Elektrodenlänge entfernt werden, um Querrinnen, Nuten, Gewindegänge oder dergleichen entlang der Elektroden auszubilden.
Zusätzlich oder alternativ dazu kann bzw. können die Oberflächen) der aktiven Elektrode(n) durch chemische, elektrochemische oder abrasive Verfahren modifiziert werden, um eine Vielzahl von Oberflächenschroffheiten auf der Elektrodenoberfläche zu erzeugen. Diese Oberflächenschroffheiten fördern starke elektrische Feldstärken zwischen der bzw. den Oberfläche(n) der aktiven Elektrode(n) und dem Zielgewebe, um die Ablation oder Abtrennung des Gewebes zu erleichtern. Beispielsweise können Oberflächenschroffheiten durch Ätzen der aktiven Elektroden mit Ätzungsmitteln mit einem pH von unter 7,0 oder mittels eines Hochgeschwindigkeitsstroms von abrasiven Teilchen (z. B. Sandstrahlen) erzeugt werden, um Schroffheiten an der Oberfläche einer länglichen Elektrode zu erzeugen.
Die aktive(n) Elektrode(n) sind in der Regel in einen elektrisch isolierenden Elektrodenträger eingebaut, der von der elektrochirurgischen Sonde ausgeht. In einigen Ausführungsformen weist der Elektrodenträger eine Vielzahl von Wafer-Schichten, die aneinander befestigt sind, z. B. durch einen Glaskleber oder dergleichen, oder einen einzigen Wafer auf. Die Wafer-Schicht(en) weist bzw. weisen aufgedruckte leitfähige Streifen auf, um den bzw. die Elektrodenanschlüsse und die Rückkehrelektrode(n) zu bilden. In einer Ausführungsform weist das proximale Ende der Wafer-Schicht(en) eine Anzahl von Löchern auf, die von den Leiterstreifen zu einer exponierten Oberfläche der Wafer-Schichten verlaufen, um eine Verbindung mit elektrischen Leitertrassen in der elektrochirurgischen Sonde oder dem Handstück zu ermöglichen. Die Wafer-Schichten umfassen vorzugsweise ein keramisches Material, wie Aluminiumoxid, und die Elektrode umfasst vorzugsweise ein metallisches Material, wie Gold, Kupfer, Platin, Palladium, Wolfram, Silber oder dergleichen. Geeignete Mehrschichtkeramik-Elektroden sind im Handel beispielsweise von VisPro Corporation, Beaverton, Oregon, erhältlich.
In einer Konfiguration ist ein einzelner Elektrodenanschluss im Elektroden-Array gegen alle anderen Elektrodenanschlüsse im Array innerhalb der Sonde isoliert und ist mit einer Leistungsquelle verbunden, die von jedem der anderen Elektrodenanschlüsse im Array isoliert ist, oder mit einer Schaltung, die den Stromfluss zum Elektrodenanschluss begrenzt oder unterbricht, wenn ein Material mit niedriger Resistivität (z. B. Blut, elektrisch leitfähige Kochsalz-Spüllösung oder elektrisch leitendes Gel) einen Weg mit geringerem Widerstand zwischen der Rückkehrelektrode und dem einzelnen Elektrodenanschluss bewirkt. Die isolierten Leistungsquellen für jeden einzelnen Elektrodenanschluss können separate Leistungsquellenschaltungen mit internen Impedanzeigenschaften sein, die die Leistung für den zugehörigen Elektrodenanschluss begrenzen, wenn ein Rückkehrweg mit geringer Impedanz entdeckt wird. Beispielsweise kann es sich bei der isolierten Leistungsquelle um ein vom Nutzer auswählbare konstante Stromquelle handeln. In dieser Ausführungsform führen Pfade mit niedrigerer Impedanz automatisch zu niedrigeren Widerstandsheizpegeln, da die Erwärmung proportional zum Quadrat des Betriebsstroms mal der Impedanz ist. Alternativ dazu kann eine einzige Leistungsquelle über unabhängig voneinander zu betätigende Schalter oder durch unabhängige Strombegrenzungselemente, wie Induktoren, Kondensatoren, Resistoren und/oder Kombinationen davon, mit den einzelnen Elektrodenanschlüssen verbunden werden. Die strombegrenzenden Elemente können in der Sonde, in Verbindern, im Kabel, in der Steuereinrichtung oder entlang des leitenden Weges von der Steuereinrichtung zur distalen Spitze der Sonde vorgesehen sein. Alternativ dazu kann bzw. können der Widerstand und/oder die Kapazitanz aufgrund von Oxidschichten, die ausgewählte Elektrodenanschlüsse bilden (z. B. Titan oder eine resistive Beschichtung auf der Oberfläche von Metall, wie Platin), an der Oberfläche des bzw. der aktiven Elektrodenanschlüsse auftreten.
Die Spitzenregion der Sonde kann viele unabhängige Elektrodenanschlüsse aufweisen, die so ausgelegt sind, dass sie Energie in der Nähe der Spitze liefern. Die selektive Anlegung von elektrischer Energie an das leitfähige Fluid wird durch Verbinden jedes einzelnen Elektrodenanschlusses und der Rückkehrelektrode mit einer Leistungsquelle mit unabhängig gesteuerten oder strombegrenzten Kanälen erreicht. Die Rückkehrelektrode(n) kann bzw. können ein einzelnes röhrenartiges Element aus leitfähigem Material proximal zum Elektroden-Array an der Spitze, das auch als Leitung für die Zufuhr des elektrisch leitenden Fluids zwischen den aktiven und den Rückkehrelektroden dient, umfassen. Alternativ dazu kann die Sonde ein Array von Rückkehrelektroden an der distalen Spitze der Sonde (zusammen mit den aktiven Elektroden) umfassen, um den elektrischen Strom an der Spitze aufrechtzuerhalten. Die Anlegung von Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Rückkehrelektroden und dem Elektroden-Array führt zur Erzeugung von starken elektrischen Feldstärken an den distalen Spitzen der Elektrodenanschlüsse mit Leitung von Hochfrequenzstrom von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zur Rückkehrelektrode. Der Stromfluss von jedem einzelnen Elektrodenanschluss zu der bzw. den Rückkehrelektroden wird entweder durch aktive oder durch passive Mittel oder durch eine Kombination davon gesteuert, um elektrische Energie zum umgebenden leitfähigen Fluid zu liefern und gleichzeitig die Energieabgabe an umgebendes (Nicht-Ziel-)Gewebe zu minimieren.
Die Anlegung von Hochfrequenzspannung zwischen der bzw. den Rückkehrelektroden und dem bzw. den Elektrodenanschlüssen für geeignete Zeitintervalle bewirkt ein Abtrennen, Entfernen, Ablatieren, Formen, Kontrahieren oder anderweitiges Modifizieren des Zielgewebes. Das Gewebevolumen, über welches Energie abgegeben wird (d. h. eine hohe Stromdichte vorliegt), kann präzise gesteuert werden, beispielsweise mittels einer Vielzahl von kleinen Elektrodenanschlüssen, deren effektive Durchmesser oder Hauptabmessungen im Bereich von etwa 5 mm bis 0,01 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm bis 0,05 mm und stärker bevorzugt von etwa 1 mm bis 0,1 mm liegen. Elektrodenflächen für sowohl kreisförmige als auch nicht-kreisförmige Anschlüsse weisen eine Kontaktfläche (pro Elektrodenanschluss) unter 25 mm², vorzugsweise im Bereich von 0,0001 mm² bis 1 mm² und stärker bevorzugt von 0,005 mm² bis 0,5 mm² auf. Die umschriebene Fläche des Elektroden-Array liegt im Bereich von 0,25 mm² bis 200 mm², vorzugsweise von 0,5 mm² bis 100 mm², und schließt üblicherweise mindestens zwei isolierte Elektrodenanschlüsse, vorzugsweise mindestens fünf Elektrodenanschlüsse, häufig mehr als 10 Elektrodenanschlüsse und sogar 50 oder mehr Elektrodenanschlüsse ein, die über den distalen Kontaktoberflächen des Schafts angeordnet sind. Die Verwendung von Elektrodenanschlüssen mit geringem Durchmesser erhöht die elektrische Feldstärke und verringert den Umfang oder die Tiefe der Gewebeerwärmung als Folge der Divergenz von Stromflusslinien, die von der freiliegenden Oberfläche jedes Elektrodenanschlusses ausgehen.
Die Fläche der Gewebebehandlungs-Oberfläche kann stark variieren, und die Gewebebehandlungs-Oberfläche kann eine Reihe von Geometrien annehmen, wobei bestimmte Flächen und Geometrien für spezielle Anwendungen ausgewählt werden. Die Oberflächen aktiver Elektroden können Flächen im Bereich von 0,25 mm² bis 75 mm², üblicherweise von etwa 0,5 mm² bis 40 mm² aufweisen. Die Geometrien können plan, konkav, konvex, halbkugelig, konisch, lineare „in-line"-Arrays oder eigentlich jede andere regelmäßige oder unregelmäßige Form sein. Am häufigsten wird bzw. werden die aktiven Elektroden oder der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse an der distalen Spitze des Schaftes der elektrochirurgischen Sonde ausgebildet, wobei sie zur Verwendung in Umformungsverfahren häufig plane, tellerförmige oder halbkugelige Oberflächen sind oder für die Verwendung zum Abtrennen lineare Arrays sind. Alternativ oder zusätzlich dazu kann der eine bzw. können die mehreren Elektrodenanschlüsse an lateralen Oberflächen des Schaftes der elektrochirurgischen Sonde (z. B. nach Art einer Spatel) ausgebildet sein, wodurch der Zugang zu bestimmten Körperstrukturen in endoskopischen Verfahren erleichtert wird.
Das elektrisch leitende Fluid sollte eine Schwellenleitfähigkeit aufweisen, um einen geeigneten leitenden Weg zwischen der einen bzw. den mehreren Rückkehrelektroden und dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen bereitzustellen. Die elektrische Leitfähigkeit des Fluids (in Einheiten von milliSiemens pro Zentimeter oder mS/cm) ist üblicherweise größer als 0,2 mS/cm, vorzugsweise größer als 2 mS/cm und stärker bevorzugt größer als 10 mS/cm. In einem Ausführungsbeispiel ist das elektrisch leitende Fluid isotonische Kochsalzlösung, die eine Leitfähigkeit von etwa 17 mS/cm aufweist. Alternativ dazu kann das Fluid ein elektrisch leitfähiges Gel oder Spray, wie ein Kochsalz-Elektrolytgel, ein leitfähiges EKG-Spray, ein elektrodenleitfähiges Gel, ein Ultraschallübertragungs- oder Scanning-Gel oder dergleichen sein. Geeignete Gele oder Sprays sind im Handel von Graham-Field, Inc., Hauppauge, New York, erhältlich.
In einigen Ausführungsformen können der Elektrodenträger und der Fluidauslass von einer Außenfläche der Sonde oder dem Handstück zurückgesetzt sein, um das elektrisch leitfähige Fluid auf die Region in unmittelbarer Umgebung des Elektrodenträgers zu begrenzen. Außerdem kann der Schaft so geformt sein, dass er einen Hohlraum um den Elektrodenträger und den Fluidauslass herum bildet. Dies trägt dazu bei, sicherzustellen, dass das elektrisch leitfähige Fluid mit dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und der einen bzw. den mehreren Rückkehrelektroden in Kontakt bleibt, um den leitfähigen Weg zwischen ihnen aufrechtzuerhalten. Außerdem trägt dies dazu bei, während des gesamten Eingriffs eine Dampf- oder Plasmaschicht zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und dem Gewebe an der Behandlungsstelle aufrechtzuerhalten, wodurch die Wärmeschädigung, die andernfalls auftreten könnte, wenn die Dampfschicht aufgrund eines Mangels an leitfähigem Fluid verschwinden würde, reduziert wird. Die Bereitstellung des elektrisch leitfähigen Fluids um die Zielstelle trägt auch dazu bei, die Gewebetemperatur bei gewünschten Niveaus zu halten.
Die Spannung, die zwischen der einen bzw. den mehreren Rückkehrelektroden und dem Elektroden-Array angelegt wird, liegt bei einer Hoch- oder Funkfrequenz, in der Regel zwischen etwa 5 kHz und 20 MHz, üblicherweise zwischen etwa 30 kHz und 2,5 MHz, vorzugsweise zwischen etwa 50 kHz und 500 kHz, häufig unter 350 kHz und häufig zwischen etwa 100 kHz und 200 kHz. Die angelegte RMS (quadratische Mittelwerts-) Spannung liegt üblicherweise im Bereich von etwa 5 Volt bis 1000 Volt, vorzugsweise im Bereich von etwa 10 Volt bis 500 Volt, je nach der Größe des Elektrodenanschlusses, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus des speziellen Verfahrens oder dem gewünschten Effekt auf das Gewebe (d. h. Kontraktion, Koagulation oder Ablation). In der Regel liegt die Peak-zu-Peak-Spannung im Bereich von 10 bis 2000 Volt, vorzugsweise im Bereich von 20 bis 1200 Volt und stärker bevorzugt im Bereich von etwa 40 bis 800 Volt (wiederum abhängig von der Elektrodengröße, der Betriebsfrequenz und dem Betriebsmodus).
Wie oben erörtert, wird die Spannung in der Regel in einer Reihe von Spannungsimpulsen oder als Wechselstrom mit zeitabhängig variierender Spannungsamplitude mit einer ausreichend hohen Frequenz (z. B. in der Größenordnung von 5 kHz bis 20 MHz) zugeführt, so dass die Spannung effektiv kontinuierlich angelegt wird (im Vergleich zu beispielsweise Laser, die geringe Nekrosetiefen beanspruchen, die in der Regel bei etwa 10 bis 20 Hz gepulst werden). Außerdem liegt der Tastzyklus (d. h. die kumulative Zeit in einem einsekundigen Intervall, über das Energie angelegt wird), für die vorliegende Erfindung in der Größenordnung von etwa 50%, im Vergleich zu gepulsten Laser, die in der Regel ein Tastverhältnis von etwa 0,0001% aufweisen.
Die bevorzugte Leistungsquelle der vorliegenden Erfindung liefert einen Hochfrequenzstrom, der so ausgewählt werden kann, dass er durchschnittliche Leistungspegel im Bereich von mehreren Milliwatt bis zu mehreren zehn Watt pro Elektrode erzeugt, abhängig vom Volumen des Zielgewebes, das erwärmt wird, und/oder von der maximal zulässigen Temperatur, die für die Sondenspitze ausgewählt wurde. Die Leistungsquelle ermöglicht dem Anwender die Auswahl des Spannungspegels gemäß den spezifischen Anforderungen eines bestimmten Wirbelsäuleneingriffs, einer arthroskopischen Operation oder eines anderen endoskopischen chirurgischen Eingriffs. Eine Beschreibung geeigneter Leistungsquellen findet sich in der vorläufigen US-Patentanmeldung Nr. 60/062,997, eingereicht am 23. Oktober 1997 (Anwaltsaktenzeichen 16238-007400).
Die Leistungsquelle kann strombegrenzt oder anderweitig gesteuert werden, so dass keine unerwünschte Erwärmung des Zielgewebes oder des umgebenden (Nicht-Ziel-)Gewebes auftritt. In einer derzeit bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden strombegrenzende Induktoren mit den einzelnen unabhängigen Elektrodenanschlüssen in Reihe geschaltet, wo die Induktanz des Induktors im Bereich von 10 uH bis 50.000 uH liegt, je nach den elektrischen Eigenschaften des Zielgewebes, der gewünschten Gewebeerwärmungsrate und der Betriebsfrequenz. Alternativ dazu können Kondensator/Induktor(LC)-Schaltungen verwendet werden. Zusätzlich dazu können strombegrenzende Resistoren ausgewählt werden. Vorzugsweise weisen diese Resistoren einen großen positiven Temperaturkoeffizienten des Widerstands auf, so dass, wenn der Strompegel für irgendeinen individuellen Elektrodenanschluss, der mit einem Medium mit geringem Widerstand in Kontakt steht (z. B. einer Kochsalz-Spüllösung oder einem leitfähigen Gel), zu steigen beginnt, der Widerstand des strombegrenzenden Widerstands deutlich ansteigt, wodurch die Leistungszufuhr vom Elektrodenanschluss in das Medium mit dem geringen Widerstand (z. B. Kochsalz-Spüllösung oder leitfähiges Gel) minimiert wird.
Es sei deutlich darauf hingewiesen, dass die Erfindung nicht auf elektrisch isolierte Elektrodenanschlüsse oder auch nur auf eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen begrenzt ist. Beispielsweise kann das Array der aktiven Elektrodenanschlüsse mit einem einzigen Leiter verbunden sein, der durch den Sondenschaft zu einer Leistungsquelle des Hochfrequenzstroms verläuft. Alternativ dazu kann die Sonde eine einzelne Elektrode aufweisen, die direkt durch den Sondenschaft verläuft oder die mit einem einzigen Leiter verbunden ist, der zur Leistungsquelle verläuft. Die aktive Elektrode kann eine Kugelform (z. B. für Gewebeverdampfung und -desikkation), eine Fadenführerform (zur Verdampfung und nadelartigen Trennung), eine Federform (zur schnellen Gewebezerkleinerung und -desikkation), eine verdrehte Metallform, eine kreisförmige oder massive Rohrform oder dergleichen aufweisen. Alternativ dazu kann die Elektrode eine Vielzahl von Filamenten, eine starre oder flexible Bürstenelektrode (zum Zerteilen eines Tumors, wie eines Fibroids, eines Blasentumors oder eines Prostataadenoms), eine Seiteneffekt-Bürstenelektrode auf einer lateralen Oberfläche des Schaftes, eine gewendelte Elektrode oder dergleichen, einschließen. In einer Ausführungsform umfasst die Sonde einen einzelnen aktiven Elektrodenanschluss, der von einem Isolierelement, z. B. Keramik, am distalen Ende der Sonde ausgeht. Das isolierende Element ist vorzugsweise eine röhrenförmige Struktur, welche den aktiven Elektrodenanschluss von einer röhrenförmigen oder ringförmigen Rückkehrelektrode, die proximal zum isolierenden Element und der aktiven Elektrode angeordnet ist, trennt.
Mit Bezug auf 1 wird nun ein Beispiel für ein elektrochirurgisches System 11 zur Behandlung von Gewebe in der Wirbelsäule ausführlich beschrieben. Das elektrochirurgische System 11 weist im Allgemeinen ein elektrochirurgisches Handstück oder eine Sonde 10, das bzw. die mit einer Leistungsquelle 28 verbunden ist, um Hochfrequenzspannung an einen Zielort zu liefern, und eine Fluidquelle 21, um ein elektrisch leitfähiges Fluid 50 zur Sonde 10 zu liefern, auf. Außerdem kann das elektrochirurgische System 11 ein (nicht dargestelltes) Endoskop mit einem faseroptischen Kopflicht zur Betrachtung der chirurgischen Stelle, insbesondere bei endoskopischen Eingriffen an der Wirbelsäule, aufweisen. Das Endoskop kann eine Einheit mit der Sonde 10 bilden oder es kann Teil eines separaten Instruments sein. Das System 11 kann auch eine (nicht dargestellte) Vakuumquelle zum Anschließen eines Sauglumens oder -rohrs 211 (siehe 2) in der Sonde 10 zum Absaugen der Zielstelle aufweisen.
Wie dargestellt, weist die Sonde 10 im Allgemeinen einen proximalen Griff 19 und einen länglichen Schaft 18 mit einem Array 12 aus Elektrodenanschlüssen 58 an seinem distalen Ende auf. Eine Verbindungskabel 34 weist einen Verbinder 26 zur elektrischen Verbindung der Elektrodenanschlüsse 58 mit der Leistungsquelle 28 auf. Die Elektrodenanschlüsse 58 sind gegeneinander elektrisch isoliert, und die einzelnen Anschlüsse 58 sind mittels einer Vielzahl von einzeln isolierten Leitern (nicht dargestellt) mit einem aktiven oder passiven Steuernetz innerhalb der Leistungsquelle 28 verbunden. Ein Fluidzufuhrrohr 15 ist mit einem Fluidrohr 14 der Sonde 10 verbunden, um elektrisch leitfähiges Fluid 50 zur Zielstelle zu liefern.
Die Leistungsquelle 28 weist eine von der Person, die das Gerät bedient, zu steuernde Spannungspegeleinstellung 30 auf, um den angelegten Spannungspegel zu ändern, der an einer Spannungspegelanzeige 32 betrachtet werden kann. Die Leistungsquelle 28 weist auch erste, zweite und dritte Fußpedale 37, 38, 39 und ein Kabel 36 auf, das abnehmbar mit der Leistungsquelle 28 verbunden ist. Die Fußpedale 37, 38, 39 ermöglichen es dem Chirurgen, den Energiepegel, der an die Elektrodenanschlüsse 58 angelegt wird, von fern einzustellen. In einem Ausführungsbeispiel wird ein erstes Fußpedal 37 verwendet, um die Leistungsquelle in den „Ablations"-Modus zu bringen, und ein zweites Fußpedal bringt die Leistungsquelle 28 in den „Koagulation"-Modus. Im Ablationsmodus wird eine ausreichend hohe Spannung an die Elektrodenanschlüsse angelegt, um die benötigten Bedingungen für eine molekulare Dissoziation des Gewebes einzurichten (d. h. Verdampfung eines Teils des elektrisch leitfähigen Fluids, Ionisierung von geladenen Teilchen in der Dampfschicht und Beschleunigen dieser geladenen Teilchen auf das Gewebe hin). Wie oben erörtert, variiert der benötigte Spannungspegel für die Ablation abhängig von der Zahl, der Größe, der Form und dem Abstand der Elektroden, dem Abstand, in dem die Elektroden vom Trägerelement verlaufen, usw. Sobald der Chirurg die Leistungsquelle in den „Ablations"-Modus bringt, kann eine Spannungspegeleinstellung 30 oder ein drittes Fußpedal 39 verwendet werden, um den Spannungspegel einzustellen, um den Grad oder die Aggressivität der Ablation einzustellen.
Natürlich wird man erkennen, dass die Spannung und die Modalität der Leistungszufuhr durch andere Eingabeeinrichtungen gesteuert werden können. Jedoch hat der Anmelder gefunden, dass Fußpedale zweckmäßige Methoden darstellen, um die Leistungszufuhr zu steuern, während gleichzeitig die Sonde während eines chirurgischen Eingriffs manipuliert wird.
Im Koagulationsmodus legt die Leistungsquelle 28 eine Spannung an die Elektrodenanschlüsse (oder die Koagulationselektrode) an, die niedrig genug ist, um eine Verdampfung des elektrisch leitfähigen Fluids und eine anschließende molekulare Dissoziation des Gewebes zu vermeiden. Der Chirurg kann die Leistungsquelle automatisch zwischen den Ablation- und Koagulationsmoden umschalten, indem er abwechselnd auf die Fußpedale 37 bzw. 38 tritt. Dadurch kann der Chirurg schnell zwischen Koagulation und Ablation in situ wechseln, ohne seine Konzentration vom Operationsfeld abwenden zu müssen oder ohne einen Assistenten bitten zu müssen, die Leistungsquelle umzuschalten. Während ein Chirurg beispielsweise weiches Gewebe im Ablationsmodus modelliert, verschließt und/oder koaguliert die Sonde gleichzeitig kleinere verletzte Gefäße im Gewebe. Jedoch können größere Gefäße oder Gefäße mit hohen Fluiddrücken (z. B. arterielle Gefäße) möglicherweise im Ablationsmodus nicht verschlossen werden. Somit kann der Chirurg einfach auf das Fußpedal 38 treten, wodurch der Spannungspegel automatisch unter den Schwellenpegel für die Ablation gesenkt wird, und über einen ausreichenden Zeitraum ausreichend Druck auf das verletzte Gefäß ausüben, um das Gefäß zu verschießen/zu koagulieren. Nachdem dies abgeschlossen wurde, kann der Chirurg durch Treten auf das Fußpedal 37 schnell wieder zum Ablationsmodus zurückkehren.
2–5 zeigen ein Beispiel für eine elektrochirurgische Sonde 20, die gemäß den Grundlagen der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist. Wie in 2 dargestellt, weist die Sonde 20 im Allgemeinen einen länglichen Schaft 100 auf, der flexibel oder starr sein kann, einen Griff 204, der mit dem proximalen Ende des Schafts 100 verbunden ist, und ein Elektrodenträgerelement 102, das mit dem distalen Ende des Schafts 100 verbunden ist. Der Schaft 100 umfasst vorzugsweise ein Kunststoffmaterial, das leicht in die in 2 gezeigte Form gebracht werden kann. In einer (nicht dargestellten) alternativen Ausführungsformen umfasst der Schaft 100 ein elektrisch leitfähiges Material, üblicherweise Metall, das ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Wolfram, Edelstahllegierungen, Platin und seinen Legierungen, Titan oder seinen Legierungen, Molybdän oder seinen Legierungen und Nickel oder seinen Legierungen. In dieser Ausführungsform weist der Schaft 100 einen elektrisch isolierenden Mantel 108, der in der Regel als eine(r) oder mehrere elektrisch isolierende Hüllen oder Überzüge ausgebildet ist, beispielsweise Polytetrafluorethylen, Polyimid und dergleichen, auf. Die Bereitstellung eines elektrisch isolierenden Mantels über dem Schaft verhindert einen direkten elektrischen Kontakt zwischen diesen Elementen und irgendwelchen angrenzenden Körperstrukturen oder dem Chirurgen. Ein solcher direkter elektrischer Kontakt zwischen einer Körperstruktur (z. B. einer Sehne) und einer freiliegenden Elektrode könnte zu einer unerwünschten Erwärmung und einer Nekrose der Struktur am Kontaktpunkt führen, was zu einer Nekrose führt.
Der Griff 204 umfasst in der Regel ein Kunststoffmaterial, das sich leicht in eine geeignete Form für die Handhabung durch den Chirurgen bringen lässt. Der Griff 204 definiert einen inneren Hohlraum (nicht dargestellt), in dem die elektrischen Verbindungen 250 untergebracht sind (5), und stellt eine geeignete Schnittstelle zum Anschluss eines elektrischen Verbindungskabels 22 bereit (siehe 1). Ein Elektrodenträgerelement 102 geht vom distalen Ende des Schaftes 100 (üblicherweise etwa 1 bis 20 mm) aus und stellt eine Auflage für eine Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen 14 bereit (siehe 4). Wie in 2 dargestellt, verläuft ein Fluidrohr 233 durch eine Öffnung im Griff 204 und weist einen Verbinder 235 zum Anschluss an eine Fluidquelle auf, um elektrisch leitfähiges Fluid zur Zielstelle zu liefern. Das Fluidrohr 233 ist mit einem distalen Fluidrohr 239 verbunden, das entlang der Außenfläche des Schafts 100 zu einer Öffnung 237 am distalen Ende der Sonde 20 verläuft, wie nachstehend ausführlich erörtert. Natürlich ist die Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt. Beispielsweise kann das Fluidrohr 233 durch ein (nicht dargestelltes) einzelnes Lumen im Schaft 100 verlaufen, oder es kann mit einer Vielzahl von Lumina (ebenfalls nicht dargestellt) verbunden sein, die durch den Schaft 100 zu einer Vielzahl von Öffnungen an dessen distalem Ende verlaufen. Die Sonde 20 kann auch ein Ventil 17 (1) oder eine äquivalente Struktur zum Steuern der Strömungsrate des elektrisch leitfähigen Fluids zur Zielstelle aufweisen.
Wie in 3 und 4 dargestellt, weist das Elektrodenträgerelement 102 eine im Wesentlichen plane Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 auf und umfasst ein geeignetes isolierendes Material (z. B. Keramik oder Glasmaterial, wie Aluminiumoxid, Zirkonium oxid und dergleichen), das gleichzeitig mit der Fertigung in einer flachen, halbkugeligen oder anderen Form gemäß den Anforderungen des speziellen Verfahrens ausgebildet werden könnte. Das bevorzugte Material für das Trägerelement ist Aluminiumoxid, erhältlich von Kyocera Industrial Ceramics Corporation, Elkgrove, Illinois, wegen dessen hoher Wärmeleitfähigkeit, guten elektrisch isolierenden Eigenschaften, hohem Biegemodul, Widerstand gegen Carbon-Tracking, Biokompatibilität und hohem Schmelzpunkt. Das Trägerelement 102 ist mit einem röhrenförmigen Trägerelement (nicht dargestellt), das über fast die gesamte oder die gesamte Strecke zwischen dem Trägerelement 102 und dem proximalen Ende der Sonde 20 verläuft, verklebt. Das röhrenförmige Element umfasst vorzugsweise ein elektrisch isolierendes Material, wie ein Material auf Epoxid- oder Silikonbasis.
In einer bevorzugten Konstruktionstechnik verlaufen die Elektrodenanschlüsse 104 durch vorgebildete Öffnungen im Trägerelement 102, so dass sie über der Behandlungs-Oberfläche 212 im gewünschten Abstand vorstehen. Die Elektroden werden dann an die Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 des Trägerelements 102 gebunden, in der Regel anhand eines anorganischen Dichtmaterials. Das Dichtmaterial wird so ausgewählt, dass es für eine wirksame elektrische Isolierung und eine gute Haftung sowohl am Aluminiumoxidelement 102 als auch an den Platin- oder Titanelektrodenanschlüssen 104 sorgt. Das Dichtmaterial sollte außerdem einen kompatiblen Wärmeausdehnungskoeffizienten und einen Schmelzpunkt deutlich unterhalb dem von Platin oder Titan und Aluminiumoxid oder Zirkoniumoxid aufweisen, und ist in der Regel Glas oder Keramik.
In der in 2–5 dargestellten Ausführungsform weist die Sonde 20 eine Rückkehrelektrode 112 auf, um den Stromweg zwischen Elektrodenanschlüssen 104 und einer Hochfrequenz-Leistungsquelle 28 zu vervollständigen (siehe 1). Wie dargestellt, umfasst die Rückkehrelektrode 112 vorzugsweise einen ringförmigen leitfähigen Streifen, der mit dem distalen Ende des Schafts 100 etwas proximal zur Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 des Elektrodenträgerelements, in der Regel etwa 0,5 bis 10 mm und stärker bevorzugt etwa 1 bis 10 mm, verbunden ist. Die Rückkehrelektrode 112 ist mit einem Verbinder 258 verkoppelt, der zum proximalen Ende der Sonde 10 verläuft, wo er auf geeignete Weise mit einer Leistungsquelle 10 verbunden ist (1).
Wie in 2 dargestellt, ist die Rückkehrelektrode 112 nicht direkt mit Elektrodenanschlüssen 104 verbunden. Um diesen Stromweg zu vervollständigen, damit die Elektrodenanschlüsse 104 elektrisch mit der Rückkehrelektrode 112 verbunden werden, wird bewirkt, dass ein elektrisch leitendes Fluid (z. B. isotonische Kochsalzlösung) zwischen ihnen fließt. In diesem Ausführungsbeispiel wird das elektrisch leitende Fluid durch ein externes Fluidrohr 239 zur Öffnung 237 geliefert, wie oben beschrieben. Alternativ dazu kann das Fluid anhand eines Fluidzufuhrelements (nicht dargestellt), das von der Sonde 20 getrennt ist, zugeführt werden. In manchen mikroendoskopischen Diskektomieverfahren kann beispielsweise die Trocar-Kanüle mit isotonischer Kochsalzlösung geflutet werden und die Sonde 20 wird in diesen gefluteten Hohlraum eingeführt. Elektrisch leitendes Fluid wird mit einem separaten Instrument kontinuierlich wieder aufgefüllt, um den leitenden Weg zwischen der Rückkehrelektrode 122 und den Elektrodenanschlüssen 104 aufrechtzuerhalten.
In alternativen Ausführungsformen kann der Fluidweg beispielsweise anhand eines inneren Lumens oder einer ringförmigen Lücke zwischen der Rückkehrelektrode und einem röhrenförmigen Trägerelement im Schaft 100 (nicht dargestellt) in der Sonde ausgebildet werden. Diese ringförmige Lücke kann nahe dem Umkreis der Welle 100 ausgebildet werden, so dass das elektrisch leitende Fluid eine Tendenz zum radial einwärts gerichteten Fließen in Richtung auf die Zielstelle zeigt, oder sie kann zum Zentrum des Schaftes 100 hin ausgebildet werden, so dass das Fluid radial auswärts fließt. In beiden Ausführungsformen wird eine Fluidquelle (z. B. ein Beutel mit Fluid, der über die Operationsstelle angehoben wird oder der eine Pumpeinrichtung aufweist) über ein Fluidzufuhrrohr (nicht dargestellt), das eine steuerbares Ventil aufweisen kann aber nicht muss, mit einer Sonde 90 verbunden. Eine vollständigere Beschreibung einer elektrochirurgischen Sonde, die eines oder mehrere Fluidlumina einschließt, findet sich in der Stammanmeldung US-Patent Nr. 5,697,281, eingereicht am 7. Juni 1995 (Anwaltsaktenzeichen 16238-000600).
Wie in 4 dargestellt, sind die elektrisch isolierten Elektrodenanschlüsse 104 über der Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 des Elektrodenträgerelements 102 vonein ander beabstandet. Die Gewebebehandlungs-Oberfläche und die einzelnen Elektrodenanschlüsse 104 weisen üblicherweise Abmessungen in den oben aufgeführten Bereichen auf. In diesem Ausführungsbeispiel weist die Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 eine kreisförmige Querschnittsform mit einem Durchmesser im Bereich von etwa 1 mm bis 30 mm, üblicherweise etwa 2 bis 20 mm auf. Die einzelnen Elektrodenanschlüsse 104 verlaufen vorzugsweise von der Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 über eine Strecke von etwa 0,1 bis 8 mm, üblicherweise etwa 0,2 bis 4 mm nach außen Der Anmelder hat gefunden, dass diese Konfiguration die starken elektrischen Feldstärken und die damit assoziierten Stromdichten um die Elektrodenanschlüsse 104 erhöht, wodurch die Ablation von Gewebe erleichtert wird, wie vorstehend ausführlich beschrieben wurde.
In der Ausführungsform von 2–5 weist die Sonde eine einzige, größere Öffnung 209 im Zentrum der Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 und eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen (z. B. etwa 3–15) um den Umkreis der Oberfläche 212 auf (siehe 3). Alternativ dazu kann die Sonde einen einzelnen, ringförmigen oder teilweise ringförmigen Elektrodenanschluss am Umkreis der Gewebebehandlungs-Oberfläche aufweisen. Die zentrale Öffnung 209 ist mit einem Saug- oder Aspirationslumen 213 (siehe 2) innerhalb des Schafts 100 und einem Saugrohr 211 (2) für die Ansaugung von Gewebe, Fluiden und/oder Gasen von der Zielstelle verbunden. In dieser Ausführungsform fließt das elektrisch leitfähige Fluid im Allgemeinen von der Öffnung 237 des Fluidrohrs 239 radial nach innen an den Elektrodenanschlüssen 104 vorbei und dann zurück durch die zentrale Öffnung 209 des Trägerelements 102. Die Absaugung des elektrisch leitfähigen Fluids während der Operation ermöglicht es dem Chirurgen, die Zielstelle zu sehen, und verhindert, dass das Fluid in den Körper des Patienten fließt, z. B. in die Wirbelsäule, den Bauch oder den Brustraum. Diese Absaugung sollte jedoch so gesteuert werden, dass das leitfähige Fluid einen leitenden Weg zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen und der Rückkehrelektrode aufrechterhält.
Natürlich wird man erkennen, dass die distale Spitze der Sonde eine Vielzahl von verschiedenen Konfigurationen aufweisen kann. Beispielsweise kann die Sonde eine Vielzahl von Öffnungen 209 um den Außenumkreis der Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 aufweisen (diese Ausführungsform ist in der Zeichnung dargestellt). In dieser Aus führungsform verlaufen die Elektrodenanschlüsse 104 vom Zentrum der Gewebebehandlungs-Oberfläche 212 radial nach innen von Öffnungen 209. Die Öffnungen sind auf geeignete Weise mit einem Fluidrohr 233 verbunden, um elektrisch leitendes Fluid zur Zielstelle zu liefern, und mit dem Aspirationslumen 213, um das Fluid abzusaugen, nachdem es den leitenden Weg zwischen der Rückkehrelektrode 112 und den Elektrodenanschlüssen 104 vervollständigt hat.
Die Sonde 20 weist auch eine oder mehrer Aspirationselektroden auf, die mit dem Aspirationslumen verbunden sind, um ein Verstopfen während der Absaugung von Gewebefragmenten von der Operationsstelle zu verhindern. Wie in 6 dargestellt, können einer oder mehrere der aktiven Elektrodenanschlüsse 104 Schlaufenelektroden 140 umfassen, die über distale Öffnungen 209 des Sauglumens im Schaft 100 verlaufen. In dem Ausführungsbeispiel umfassen zwei der Elektrodenanschlüsse 104 Schlaufenelektroden 140, die quer über die distale Öffnung 209 verlaufen. Natürlich wird man erkennen, dass eine Reihe von verschiedenen Konfigurationen möglich ist, wie ein einzelne Schlaufenelektrode, oder mehrere Schlaufenelektroden mit anderen Konfigurationen als die dargestellte. Außerdem können die Elektroden andere Form außer Schlaufen aufweisen, beispielsweise die Wendelkonfigurationen, die in 6 und 7 dargestellt sind. Alternativ dazu können die Elektroden im Sauglumen proximal zur distalen Öffnung 209 ausgebildet sein, wie in 8 dargestellt. Die Hauptfunktion der Schlaufenelektroden 140 ist die Ablation von Gewebeteilen, die in das Sauglumen gezogen werden, um ein Verstopfen des Lumens zu verhindern.
Die Schlaufenelektroden 140 sind elektrisch gegen die anderen Elektrodenanschlüsse 104 isoliert, die im Folgenden als Ablationselektroden 104 bezeichnet werden können. Die Schlaufenelektroden 140 können gegeneinander isoliert sein, müssen dies jedoch nicht sein. Die Schlaufenelektroden 140 verlaufen üblicherweise nur etwa 0,05 bis 4 mm, vorzugsweise etwa 0,1 bis 1 mm von der Gewebebehandlungs-Oberfläche des Elektrodenträgerelements 104 aus.
Nun werden mit Bezug auf 7 und 8 alternative Ausführungsformen für Aspirationselektroden beschrieben. Wie in 7 dargestellt, können die Aspirationselektroden ein Paar gewendelter Elektroden 150 umfassen, die quer über einer distalen Öffnung 209 des Sauglumens verlaufen. Die größere Oberfläche der gewendelten Elektroden 150 erhöht üblicherweise die Wirksamkeit der Elektroden 150 auf Gewebefragmente, welche die Öffnung 209 passieren. In 8 umfasst die Aspirationselektrode eine einzelne gewendelte Elektrode 152, die über der distalen Öffnung 209 des Sauglumens verläuft. Die einzelne Elektrode 152 kann ausreichen, um ein Verstopfen des Sauglumens zu verhindern. Alternativ dazu können die Aspirationselektroden im Sauglumen proximal zur distalen Öffnung 209 angeordnet sein. Vorzugsweise sind diese Elektroden der Öffnung 209 nahe, so dass Gewebe die Öffnung 209 nicht verstopft, bevor es die Elektroden 154 erreicht. In dieser Ausführungsform kann eine separate Rückkehrelektrode 156 im Sauglumen vorgesehen sein, um den elektrischen Strom darin einzugrenzen.
Wie in 10 dargestellt, weist eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine Aspirationselektrode 160 im Aspirationslumen der Sonde auf. Wie dargestellt, ist die Elektrode 160 unmittelbar proximal an der distalen Öffnung 209 angeordnet, so dass die Gewebefragmente ablatiert werden, sobald sie in das Lumen 162 eintreten. In diesem Ausführungsbeispiel umfasst die Aspirationselektrode eine Schlaufenelektrode, die sich über dem Aspirationslumen 162 erstreckt. Es sei jedoch klargestellt, dass viele andere Konfigurationen möglich sind. In dieser Ausführungsform befindet sich die Rückkehrelektrode 164 außerhalb der Sonde, wie in den vorangehenden Ausführungsformen. Alternativ dazu kann bzw. können die Rückkehrelektroden innerhalb des Aspirationslumens mit der Aspirationselektrode 160 angeordnet sein. Beispielsweise kann die innere isolierende Beschichtung 163 an Stellen im Lumen 162 freiliegen, um einen leitenden Weg zwischen diesem freiliegenden Abschnitt und der Rückkehrelektrode 164 und der Aspirationselektrode 160 bereitzustellen. Die letztgenannte Ausführungsform hat den Vorteil, den elektrischen Strom auf das Innere des Aspirationslumens zu begrenzen. Außerdem ist es in trockenen Feldern, in denen das leitende Fluid zur Zielstelle geliefert wird, üblicherweise einfacher, einen leitenden Fluidweg zwischen den aktiven und den Rückkehrelektroden in der letztgenannten Ausführungsform aufrechtzuerhalten, da das leitfähige Fluid durch das Aspirationslumen 162 zusammen mit den Gewebefragmenten abgesaugt wird.
Wie in 9 dargestellt, weist eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine Drahtgitterelektrode 600 auf, die quer über dem distalen Abschnitt des Aspirationslumens 162 verläuft. Wie dargestellt, weist eine Gitterelektrode 600 eine Vielzahl von Öffnungen 602 auf, um zu ermöglichen, dass Fluide und Gewebefragmente dort hindurch in das Aspirationslumen 102 fließen. Die Größe der Öffnungen 602 variiert abhängig von einer Reihe von Faktoren. Die Gitterelektrode kann mit den distalen oder proximalen Oberflächen eines keramischen Trägerelements 102 verkoppelt sein. Die Drahtgitterelektrode 600 kann ein leitfähiges Material, wie Titan, Tantal, Stahl, Edelstahl, Wolfram, Kupfer, Gold oder dergleichen umfassen. In einem Ausführungsbeispiel umfasst die Drahtgitterelektrode 600 ein anderes Material mit einem anderen elektrischen Potential als der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse 104. Vorzugsweise umfasst eine Gitterelektrode 600 Stahl und der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse umfassen Wolfram. Der Anmelder hat gefunden, dass eine geringe Abweichung im elektrochemischen Potential der Gitterelektrode 600 und des einen bzw. der mehreren Elektrodenanschlüsse 104 die Leistung der Vorrichtung verbessert. Natürlich wird man erkennen, dass die Gitterelektrode gegen einen bzw. mehrere aktive Elektrodenanschlüsse isoliert sein kann, wie in den vorhergehenden Ausführungsformen.
Nun wird mit Bezug auf 11A–11C eine alternative Ausführungsform, die einen Metallschirm 610 aufweist, erläutert. Wie dargestellt, weist der Metallschirm 610 eine Vielzahl von peripheren Öffnungen 612 auf zur Aufnahme von Elektrodenanschlüssen 104, und eine Vielzahl von inneren Öffnungen 614, damit Fluid und Gewebe durch die Öffnung 609 des Aspirationslumens angesaugt werden können. Wie dargestellt, wird der Schirm 610 über den Elektrodenanschlüssen 104 aufgepresst und dann am Schaft 100 der Sonde 20 befestigt. Ähnlich wie bei der Gitterelektroden-Ausführungsform kann der Metallschirm 610 eine Reihe leitfähiger Metalle, wie Titan, Tantal, Stahl, Edelstahl, Wolfram, Kupfer, Gold oder dergleichen, umfassen. In diesem Ausführungsbeispiel ist der Metallschirm 610 direkt mit einem bzw. mehreren aktiven Elektrodenanschlüssen 104 verkoppelt. In dieser Ausführungsform sind der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse 104 und der Metallschirm 610 elektrisch miteinander verkoppelt.
32 und 33 zeigen alternative Ausführungsformen der Gitter- und Schirm-Aspirationselektroden. Wie in 32A und 32B dargestellt, kann die Sonde eine leitfähige Käfigelektrode 620 aufweisen, die in das Aspirationslumen 162 hineinreicht (nicht dargestellt), um die Wirkung der Elektrode auf angesaugtes Gewebe zu verstärken. 33A bis 33C zeigen eine kuppelörmige Schirmelektrode 60, die einen oder mehrere Anker 632 (vier in dem Ausführungsbeispiel) aufweist, um die Schirmelektrode 630 an einem leitfähigen Abstandhalter 634 zu befestigen. Die Schirmelektrode 630 weist eine Vielzahl von Löchern 631 auf, durch die hindurch Fluid und Gewebefragmente zum Aspirationslumen 162 gelangen können. Die Schirmelektrode 630 ist so bemessen, dass sie in eine Öffnung 609 des Aspirationslumens 162 passt, abgesehen von den Ankern 632, die Löcher 633 zur Aufnahme der Elektrodenanschlüsse 104 aufweisen. Der Abstandhalter 634 weist periphere Löcher 636 auf zur Aufnahme von Elektrodenanschlüssen 104 und ein zentrales Loch 638, das mit einem Ansauglumen 162 fluchtet. Der Abstandhalter 634 kann ferner isolierte Löcher 640 zur elektrischen Isolierung der Schirmelektrode 60 gegen Elektrodenanschlüsse 104 aufweisen. Wie in 33C dargestellt, verläuft die kuppelförmige Schirmelektrode 630 vorzugsweise distal vom Sondenschaft 100 etwa im gleichen Abstand wie die Elektrodenanschlüsse 104. Der Anmelder hat gefunden, dass diese Konfiguration die Ablationsrate für Gewebe, das an die Elektrodenanschlüsse 104 angrenzt, erhöht, während die Fähigkeit, angesaugte Gewebefragmente, die durch den Schirm 630 treten, zu ablatieren, erhalten bleibt.
5 zeigt die elektrischen Verbindungen 250 im Griff 204 zum Verkoppeln der Elektrodenanschlüsse 104 und der Rückkehrelektrode 112 mit der Leistungsquelle 28. Wie dargestellt, verläuft eine Vielzahl von Drähten 252 durch den Schaft 100, um Anschlüsse 104 mit einer Vielzahl von Anschlussstiften 254 zu verkoppeln, die in einen Verbinderblock 256 gesteckt werden, um mit einem Verbindungskabel 22 verbunden zu werden (1). Ebenso wird die Rückkehrelektrode 112 über einen Draht 258 und einen Stecker 260 mit dem Verbinderblock 256 verkoppelt.
In einigen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist die Sonde 20 ferner ein Identifikationselement auf, das für die spezielle Elektrodenanordnung charakteristisch ist, so dass die gleiche Leistungsquelle 28 für verschiedene elektrochirurgische Eingriffe verwendet werden kann. In einer Ausführungsform weist die Sonde 20 beispielsweise ein Spannungssenkungselement oder eine Spannungssenkungsschaltung zur Verringerung der Spannung, die zwischen den Elektrodenanschlüssen 104 und der Rückkehrelektrode 112 angelegt wird, auf. Das Spannungssenkungselement dient dazu, die Spannung, die von der Leistungsquelle angelegt wird, zu senken, damit die Spannung zwischen den Elektrodenanschlüssen und der Rückkehrelektrode niedrig genug ist, um eine übermäßige Leistungsabgabe in das elektrisch leitende Medium und/oder eine Ablation des weichen Gewebes an der Zielstelle zu vermeiden. Das Spannungssenkungselement macht es in erster Linie möglich, dass die elektrochirurgische Sonde 20 mit anderen ArthroCare-Generatoren kompatibel ist, die dafür ausgelegt sind, höhere Spannungen für die Ablation oder Verdampfung von Gewebe anzulegen. Für die Gewebekontraktion dient das Spannungssenkungselement beispielsweise dazu, eine Spannung von etwa 100 bis 135 Volt effektiv (was einer Einstellung 1 an den Generatoren ArthroCare-Modell 970 und 980 (d. h. 2000) entspricht) auf etwa 45 bis 60 Volt effektiv zu senken, was eine geeignete Spannung für die Gewebekontraktion ohne Ablation (d. h. molekulare Dissoziation) des Gewebes ist.
Natürlich braucht die Sonde für einige Verfahren der endoskopischen Wirbelsäulenchirurgie in der Regel kein Spannungssenkungselement. Alternativ dazu kann die Sonde ein Spannungserhöhungselement oder eine entsprechende Schaltung aufweisen, falls gewünscht.
In diesem Ausführungsbeispiel handelt es sich bei dem Spannungssenkungselement um einen Kondensator 262, der einen ersten Schenkel 264 aufweist, der mit dem Draht 258 der Rückkehrelektrode verkoppelt ist, und einen zweiten Schenkel 266, der mit einem Verbinderblock 256 verkoppelt ist. Natürlich kann der Kondensator an einer anderen Stelle im System angeordnet sein, beispielsweise im Kabel, im Generator, im Verbinder usw., bzw. der Länge nach über diese verteilt. Außerdem sei klargestellt, dass andere Spannungssenkungselemente, wie Dioden, Transistoren, Induktoren, Resistoren, Kondensatoren oder Kombinationen davon im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. Beispielsweise kann die Sonde 90 einen kodierten Resistor (nicht dargestellt) aufweisen, der dafür ausgelegt ist, die Spannung, die zwischen der Rückkehrelektrode 112 und den Elektrodenanschlüssen 104 angelegt wird, auf einen für die Gewebekontraktion geeigneten Pegel zu senken. Außerdem können elektrische Schaltungen für diesen Zweck verwendet werden.
Alternativ oder zusätzlich dazu kann das Kabel 22, das die Leistungsquelle 10 mit der Sonde 90 verkoppelt, als Spannungssenkungselement verwendet werden. Das Kabel weist eine Eigenkapazitanz auf, die verwendet werden kann, um die Leistungsquellenspannung zu senken, wenn das Kabel in der elektrischen Schaltung zwischen der Leistungsquelle, den Elektrodenanschlüssen und der Rückkehrelektrode angeordnet wird. In dieser Ausführungsform kann das Kabel 22 allein oder in Kombination mit einem der oben erörterten Spannungssenkungselemente, z. B. einem Kondensator, verwendet werden.
In manchen Ausführungsformen weist die Sonde 20 ferner einen (nicht dargestellten) Schalter oder eine andere Eingabe auf, die es dem Chirurgen erlaubt, das Identifikationselement mit der übrigen Elektronik in der Sonde 20 zu verkoppeln. Wenn der Chirurg beispielsweise während des gleichen Eingriffs die gleiche Sonde für die Gewebeablation und die Gewebekontraktion verwenden möchte, kann dies durch Manipulieren des Schalters erreicht werden. Somit wird der Chirurg, um das Gewebe zu ablatieren, das Spannungssenkungselement von der Elektronik abkoppeln, so dass die volle Spannung von der Leistungsquelle an die Elektroden der Sonden angelegt wird. Wenn der Chirurg die Spannung auf einen Pegel senken möchte, der für die Gewebekontraktion geeignet ist, verkoppelt er das Spannungssenkungselement mit der Elektronik, um die Spannung, die von der Leistungsquelle an die Elektrodenanschlüsse angelegt wird, zu senken.
Es sei ferner darauf hingewiesen, dass die vorliegende Erfindung mit einer Leistungsquelle verwendet werden kann, die dafür ausgelegt ist, eine Spannung im ausgewählten Bereich für die Behandlung von Gewebe anzulegen. In dieser Ausführungsform muss ein Spannungssenkungselement oder eine entsprechende Schaltung nicht gewünscht sein.
Die vorliegende Erfindung ist besonders nützlich in mikroendoskopischen Diskektomieverfahren, z. B. für die Entlastung einer Nervenwurzel mit einer lumbaren Disk ektomie. Wie in 12–15 dargestellt, wird im Rücken 272 des Patienten ein perkutaner Zugang 270 gelegt, so dass die obere Lamina 274 zugänglich ist. In der Regel wird zu Anfang eine kleine Nadel (nicht dargestellt) verwendet, um die Höhe des Bandscheibenabstands zu lokalisieren, und ein (nicht dargestellter) Führungsdraht wird eingeführt und unter lateraler Fluoroskopie zum unteren Rand der Lamina 274 vorgeschoben. Mit Kanülen versehene Dilatoren 276 werden nacheinander über den Führungsdraht und übereinander eingeführt, um ein Loch vom Zugang 220 zur Lamina 274 zu schaffen. Der erste Dilator kann verwendet werden, um die Lamina 274 „abzutasten", wodurch eine richtige Anordnung seiner Spitze zwischen dem Processus spinosus und dem Facettenkomplex unmittelbar über dem unteren Rand der Lamina 274 gewährleistet wird. Wie in 13 dargestellt, wird dann ein röhrenförmiger Retraktor 278 über dem größten Dilator hinunter zur Lamina 274 geführt. Die Dilatoren werden entfernt, wodurch ein Operationskorridor im röhrenförmigen Retraktor 278 eingerichtet wird.
Wie in 13 dargestellt, wird dann ein Endoskop 280 in den röhrenförmigen Retraktor 278 eingeführt, und eine Ringklammer 282 wird verwendet, um das Endoskop 280 zu sichern. In der Regel erfordert die Ausbildung des Operationskorridors im Retraktor 278 die Entfernung von weichem Gewebe, Muskel oder anderen Arten von Geweben, die in diesen Korridor getrieben wurden, als die Dilatoren 276 und der Retraktor 278 nach unten zur Lamina 274 vorgeschoben wurden. Dieses Gewebe wird üblicherweise mit mechanischen Instrumenten, wie Hypophysenzangen, Küretten, Greifern, Schneidern, Bohrern, Mikrodebridern und dergleichen, entfernt. Leider verlängern diese mechanischen Instrumente den Eingriff sehr und machen ihn viel komplizierter. Außerdem verletzen diese Instrumente Blutgefäße im Gewebe, was üblicherweise starke Blutungen bewirkt, welche die Sicht des Chirurgen auf die Zielstelle stark beeinträchtigen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine elektrochirurgische Sonde oder ein Katheter 284 wie oben beschrieben in den Operationskorridor im Retraktor 278 eingeführt, um das weiche Gewebe, Muskel und andere Verlegungen aus diesem Korridor zu entfernen, so dass der Chirurg einen guten Zugang und Blick auf die Lamina 274 hat. Sobald der Chirurg die Einführung der Sonde 284 erreicht hat, wird elektrisch leitfähiges Fluid 285 durch das Rohr 233 und die Öffnung 237 zum Gewebe geliefert (siehe 2).
Das Fluid strömt dann an der Rückkehrelektrode 112 entlang zu den Elektrodenanschlüssen 104 am distalen Ende des Schafts. Die Fluidströmungsrate wird mit einem Ventil 17 (1) gesteuert, so dass die Zone zwischen dem Gewebe und dem Elektrodenträger 102 konstant im Fluid eingetaucht ist. Die Leistungsquelle 28 wird dann eingeschaltet und so eingestellt, dass ein Hochfrequenzspannungs-Unterschied zwischen Elektrodenanschlüssen 104 und der Rückkehrelektrode 112 angelegt wird. Das elektrisch leitfähige Fluid sorgt für den leitenden Weg (siehe Stromflusslinien) zwischen Elektrodenanschlüssen 104 und der Rückkehrelektrode 112.
Die Hochfrequenzspannung reicht aus, um das elektrisch leitfähige Fluid (nicht dargestellt) zwischen dem Zielgewebe und dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen 104 in eine ionisierte Dampfschicht oder ein Plasma (nicht dargestellt) umzuwandeln. Als Folge des angelegten Spannungsunterschieds zwischen dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen 104 und dem Zielgewebe (d. h. des Spannungsgradienten über der Plasmaschicht) werden geladene Teilchen im Plasma (d. h. Elektronen) auf das Gewebe hin beschleunigt. Bei ausreichend hohen Spannungsunterschieden gewinnen diese geladenen Teilchen genügend Energie, um eine Dissoziation der molekularen Bindungen in Gewebestrukturen zu bewirken. Diese molekulare Dissoziation geht mit der volumetrischen Entfernung (d. h. der ablativen Sublimierung) von Gewebe und der Erzeugung von Gasen mit niedrigem Molekulargewicht, wie Sauerstoff, Stickstoff, Kohlendioxid, Wasserstoff und Methan, einher. Die kurze Reichweite der beschleunigten geladenen Teilchen im Gewebe begrenzt den molekularen Dissoziationsprozess auf die Oberflächenschicht, wodurch eine Schädigung und Nekrose des darunter liegenden Gewebes minimiert werden.
Während des Eingriffs werden die Gase durch die Öffnung 209 und ein Saugrohr 211 zu einer Vakuumquelle gesaugt. Außerdem werden überschüssiges leitfähiges Fluid und andere Fluide (z. B. Blut) vom Operationskorridor abgesaugt, um die Sicht des Chirurgen zu verbessern. Während der Gewebeablation reicht die Restwärme, die von den Stromflusslinien erzeugt wird (in der Regel unter 150°C), aus, um etwaige verletzte Blutgefäße an der Stelle zu koagulieren. Falls nicht, kann der Chirurg die Leistungsquelle 28 durch Absenken der Spannung auf einen Pegel unterhalb des Schwellenwerts für Fluidverdampfung in den Koagulationsmodus bringen, wie oben erörtert. Diese gleichzeitige Hämostase führt zu weniger Blutungen und erleichtert dem Chirurgen die Durchführung des Verfahrens.
Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die Fähigkeit, weiches Gewebe zu ablatieren, ohne eine Nekrose oder eine Wärmeschädigung der darunter liegenden und umgebenden Gewebe, Nerven oder Knochen zu bewirken. Außerdem kann die Spannung so gesteuert werden, dass die Energie, die auf die Zielstelle gerichtet wird, nicht ausreicht, um die Lamina 274 zu ablatieren, so dass der Chirurg die Lamina 274 buchstäblich von Gewebe befreien kann, ohne die Lamina zu ablatieren oder anderweitig deutlich zu schädigen.
Wie in 14 und 15 zu sehen, wird, sobald der Operationskorridor ausreichend freigeräumt wurde, eine Laminektomie und eine mediale Facettektomie entweder mit herkömmlichen Techniken (z. B. Kerrison-Stanze oder Hochgeschwindigkeitsbohrer) oder mit der elektrochirurgischen Sonde 284 wie oben erörtert durchgeführt. Nachdem die Nervenwurzel identifiziert wurde, kann eine medizinische Retraktion mit einem Retraktor 288 durchgeführt werden, oder die vorliegende Erfindung kann angewendet werden, um die Bandscheibe präzise zu ablatieren. Falls nötig, werden epidurale Venen entweder automatisch oder mit dem Koagulationsmodus der vorliegenden Erfindung kauterisiert. Wenn eine Anulotomie notwendig ist, kann diese mit einem Mikromesser oder dem Ablationsmechanismus der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden, während die Nervenwurzel mit dem Retraktor 288 geschützt wird. Die vorgefallene Bandscheibe 290 wird dann mit einer Hypophysenzange auf Standardweise oder wiederum durch Ablation, wie oben beschrieben, entfernt.
In einer weiteren Ausführungsform kann die elektrochirurgische Sonde der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um weiches Gewebe in der Bandscheibe 290 zu ablatieren und/oder zu kontrahieren, damit der Anulus 292 von selbst heilen kann, um eine Wiederholung des Eingriffs zu vermeiden. Für eine Gewebekontraktion wird ein ausreichender Spannungsunterschied zwischen den Elektrodenanschlüssen 104 und der Rückkehrelektrode 112 angelegt, um die Gewebetemperatur von normalen Körpertempera turen (z. B. 37°C) auf Temperaturen im Bereich von 45°C bis 90°C, vorzugsweise im Bereich von 60°C bis 70°C zu erhöhen. Diese Temperaturerhöhung bewirkt eine Kontraktion der Kollagenbindegewebsfasern im Bandscheibengewebe, so dass die Bandscheibe 290 sich in den Anulus 292 zurückzieht.
In einem Verfahren der Gewebekontraktion gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein elektrisch leitfähiges Fluid zur Zielstelle geliefert wie oben beschrieben, und auf eine ausreichende Temperatur erwärmt, um eine Kontraktion oder Schrumpfung der Kollagenfasern im Zielgewebe zu induzieren. Das elektrisch leitende Fluid wird auf eine Temperatur erwärmt, die ausreicht, um die Kollagenfasern im Wesentlichen irreversibel zu kontrahieren, wofür im Allgemeinen eine Gewebetemperatur im Bereich von etwa 45°C bis 90°C, üblicherweise etwa 60°C bis 70°C erforderlich ist. Das Fluid wird durch Anlegen einer elektrischen Hochfrequenzenergie an den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse, die mit dem elektrisch leitfähigen Fluid in Kontakt stehen, erwärmt. Der Strom, der aus dem einen bzw. den mehreren Elektrodenanschlüssen 104 austritt, erwärmt das Fluid und erzeugt einen Strahl oder eine Wolke aus erwärmtem Fluid, der bzw. die auf das Zielgewebe gelenkt wird. Das erwärmte Fluid erhöht die Temperatur des Kollagens ausreichend, um eine hydrothermische Schrumpfung der Kollagenfasern zu bewirken. Die Rückkehrelektrode 112 zieht den elektrischen Strom von der Gewebestelle ab, um die Eindringtiefe des Stroms in das Gewebe zu begrenzen, wodurch die molekulare Dissoziation und der Zusammenbruch des Kollagengewebes gehemmt werden und eine Schädigung der umgebenden und darunter liegenden Gewebestrukturen über die Zielgewebestelle hinaus minimiert oder vollständig vermieden wird. In einem Ausführungsbeispiel werden der eine bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse 104 in einem ausreichenden Abstand zum Gewebe gehalten, so dass der RF-Strom gar nicht durch das Gewebe fließt, sondern durch das elektrisch leitende Fluid zurück zur Rückkehrelektrode fließt. In dieser Ausführungsform ist der primäre Mechanismus für die Energetisierung des Gewebes das erwärmte Fluid und nicht der elektrische Strom.
In einer alternativen Ausführungsform wird der eine bzw. werden die mehreren Elektrodenanschlüsse 104 mit dem Zielgewebe in Kontakt bzw. in große Nähe zu diesem gebracht, so dass der elektrische Strom bis zu einer ausgewählten Tiefe direkt in das Gewebe eindringt. In dieser Ausführungsform zieht die Rückkehrelektrode den elektrischen Strom von der Gewebestelle ab, um dessen Eindringtiefe in das Gewebe zu begrenzen. Der Anmelder hat gefunden, dass die Tiefe, bis zu welcher der Strom eindringt, auch mit dem elektrochirurgischen System der Erfindung geändert werden kann, indem die Frequenz der Spannung, die an den Elektrodenanschluss und die Rückkehrelektrode angelegt wird, geändert wird. Der Grund dafür ist, dass die elektrische Impedanz des Gewebes bekanntlich wegen der elektrischen Eigenschaften der Zellmembranen, welche elektrisch leitfähiges Zellfluid umgeben, mit steigender Frequenz abnimmt. Bei niedrigeren Frequenzen (z. B. unter 350 kHz) bewirken bei einer höheren Gewebeimpedanz die Anwesenheit der Rückkehrelektrode und die Elektrodenanschlusskonfiguration der vorliegenden Erfindung (nachstehend ausführlich erörtert), dass die Stromflusslinien weniger tief eindringen, was zu einer geringen Tiefe der Gewebeerwärmung führt. In einem Ausführungsbeispiel wird eine Betriebsfrequenz von etwa 100 bis 200 kHz an den einen bzw. die mehreren Elektrodenanschlüsse angelegt, um geringe Tiefen der Kollagenschrumpfung (z. B. üblicherweise unter 1,5 mm und vorzugsweise unter 0,5 mm) zu erhalten.
In einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Größe (z. B. der Durchmesser oder die Hauptdimension) der Elektrodenanschlüsse, die zur Behandlung des Gewebes verwendet werden, gemäß der angestrebten Tiefe der Gewebebehandlung ausgewählt. Die Tiefe, bis zu welcher der Strom in das Gewebe eindringt, nimmt mit zunehmenden Abmessungen einer einzelnen aktiven Elektrode zu (angenommen, dass andere Faktoren, wie die Frequenz des elektrischen Stromes, die Konfiguration der Rückkehrelektrode usw. gleich bleiben). Die Tiefe, bis zu welcher der Strom eindringt (was die Tiefe bezeichnet, bei der die Stromdichte ausreicht, um eine Veränderung des Gewebes, beispielsweise eine Kollagenschrumpfung, eine irreversible Nekrose usw. zu bewirken), liegt in der Größenordnung des Durchmessers der aktiven Elektrode für die bipolare Konfiguration der vorliegenden Erfindung bei einer Betriebsfrequenz von etwa 100 kHz bis etwa 200 kHz. Demgemäß würden für Anwendungen, die eine geringere Eindringtiefe des Stroms erfordern, einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse kleinerer Abmessungen ausgewählt. Dagegen würden für Anwendungen, die eine größere Stromeindringtiefe erfordern, einer oder mehrere Elektrodenanschlüsse mit größeren Abmessungen ausgewählt.
16–18 zeigen ein alternatives elektrochirurgisches System 300, das speziell für endoskopische Diskektomieverfahren konfiguriert ist, z. B. für die Behandlung von extrudierten oder nicht-extrudierten vorgefallenen Bandscheiben. Wie in 16 dargestellt, weist das System 300 eine Trocar-Kanüle 302 zur Einführung einer Katheteranordnung 304 durch einen perkutanen Zugang im Patienten zu einer Zielbandscheibe in der Wirbelsäule des Patienten auf. Wie oben beschrieben, kann die Katheteranordnung 304 durch den Thorax in einem thorakoskopischen Eingriff, durch den Bauch in einem laparoskopischen Eingriff oder direkt durch den Rücken des Patienten eingeführt werden. Die Katheteranordnung 304 weist einen Katheterkörper 306 mit einer Vielzahl von (nicht dargestellten) inneren Lumina und einen proximalen Hub 308 zur Aufnahme der verschiedenen Instrumente, die durch den Katheterkörper 306 zur Zielstelle geführt werden, auf. In dieser Ausführungsform weist die Anordnung 304 ein elektrochirurgisches Instrument 310 mit einem flexiblen Schaft 312, einen Aspirationskatheter 314, ein Endoskop 316 und einen Illuminationsfaserschaft 318 zur Betrachtung der Zielstelle auf. Wie in 16 und 17 dargestellt, weist der Aspirationskatheter 314 einen distalen Port 320 und eine proximale Befestigungseinrichtung 322 zur Befestigung des Katheters 314 an einer (nicht dargestellten) Vakuumquelle auf. Das Endoskop 316 umfasst üblicherweise ein dünnes Metallrohr 317 mit einer Linse 324 am distalen Ende und einem (nicht dargestellten) Okular am proximalen Ende.
In diesem Ausführungsbeispiel weist das elektrochirurgische Instrument 310 einen Drehrastanschlag 330 am proximalen Ende des Schaftes 312 auf, um die axiale Fortbewegungsstrecke T_D der Sonde zu steuern. Wie nachstehend ausführlich erörtert, erlaubt es diese Konfiguration dem Chirurgen, den Ablationsabstand innerhalb der Bandscheibe „einzustellen". Außerdem weist das Instrument 310 einen Drehanzeiger 334 zum Anzeigen der Drehstellung des distalen Abschnitts des Instruments 310 für den Chirurgen auf. Dieser Drehanzeiger 334 ermöglicht es dem Chirurgen, diese Drehstellung zu betrachten, ohne sich auf das Endoskop 316 verlassen zu müssen, wenn die Sicht erschwert ist oder wenn kein Endoskop in dem Verfahren verwendet wird.
Nun werden mit Bezug auf 17 ein distaler Abschnitt 340 des elektrochirurgischen Instruments 310 und ein Katheterkörper 306 beschrieben. Wie dargestellt, weist das Instrument 310 eine relativ steife, aber ablenkbare elektrisch isolierende Trägerkanüle 312 und einen Arbeitsendabschnitt 348, der beweglich mit der Kanüle 312 verbunden ist, um das Arbeitsende 348 drehend und translational zu bewegen, auf. Das Arbeitsende 348 des elektrochirurgischen Instruments 310 kann gedreht und translatiert werden, um ein Volumen des Nucleus pulposis innerhalb einer Bandscheibe zu ablatieren und zu entfernen. Die Trägerkanüle 312 verläuft durch ein internes Lumen 344 und über das distale Ende 346 des Katheterkörpers 306 hinaus. Alternativ dazu kann die Trägerkanüle 312 vom Instrument 310 getrennt sein oder sogar einen integrierten Abschnitt des Katheterkörpers 306 bilden. Der distale Abschnitt des Arbeitsendes 348 weist eine freiliegende Rückkehrelektrode 350 auf, die durch ein isolierendes Trägerelement 354, beispielsweise aus Keramik, von einem Array 352 aktiver Elektroden getrennt ist. In diesem Ausführungsbeispiel ist das Elektroden-Array 352 nur an einer Seite des keramischen Trägerelements 354 angeordnet, so dass seine andere Seite isoliert ist und somit das Gewebe nicht traumatisiert. Das Instrument 310 weist auch ein (nicht dargestelltes) Fluidlumen mit einem distalen Port 360 im Arbeitsende 348 auf, um das elektrisch leitfähige Fluid zur Zielstelle zu leiten.
Im Einsatz wird die Trocar-Kanüle 302 in einen perkutanen Zugang eingeführt, der sich für die endoskopische Zufuhr zur Zielbandscheibe in der Wirbelsäule eignet. Eine Fräse (nicht dargestellt) oder ein anderes herkömmliches Instrument kann verwendet werden, um einen Kanal von der Trocar-Kanüle 302 durch den Anulus fibrosis 370 und in den Nucleus pulposis auszubilden. Alternativ dazu kann die Sonde 310 für diesen Zweck verwendet werden, wie oben beschrieben. Das Arbeitsende 348 des Instruments 310 wird dann über eine kurze Strecke (z. B. etwa 7 bis 10 mm) durch die Kanüle 302 in den Nucleus pulposis 372 vorgeschoben, wie in 18 dargestellt. Sobald die Elektrodenanordnung 352 positioniert ist, wird elektrisch leitfähiges Fluid durch den distalen Port 360 zugeführt, um das Array 352 aus aktiven Elektroden im Fluid einzutauchen. Die Vakuumquelle kann auch aktiviert werden, um einen Strom aus leitfähigem Fluid zwischen dem Elektroden-Array 352 der Rückkehrelektrode 350 zum Ansaugport 320 zu gewährleisten, falls nötig. In einigen Ausführungsformen kann der mechanische Anschlag 330 dann am proximalen Ende des Instruments 310 eingestellt werden, um die axiale Fortbewegungsstrecke des Arbeitsendes 348 zu begrenzen. Vorzugsweise wird dieser Abstand so eingestellt, dass die Ablation des umgebenden Anulus minimiert (oder vollständig eliminiert) wird.
Die Sonde wird dann durch Anlegen einer Hochfrequenzspannung zwischen dem Elektroden-Array 352 und der Rückkehrelektrode 350 angeregt, so dass elektrischer Strom vom Array 352 durch das leitfähige Fluid zur Rückkehrelektrode 350 fließt. Der elektrische Strom bewirkt eine Verdampfung des Fluids und gewährleistet eine molekulare Dissoziation des Pulposus-Gewebes, wie oben ausführlich beschrieben. Das Instrument 310 kann dann in axialer Richtung bis zu festgelegten Grenzen vor- und zurück geschoben werden. Während es immer noch angeregt ist und verschoben wird, kann das Arbeitsende 348 auch gedreht werden, um Gewebe, welches das Elektroden-Array 352 umgibt, zu ablatieren. In diesem Ausführungsbeispiel weist das Arbeitsende 348 auch einen entfaltbaren Bald 380 gegenüber dem Elektroden-Array 352 auf, um eine Ablenkung des Arbeitsendes in Bezug auf die Trägerkanüle 312 zu erlauben. Wie in Fig. dargestellt, kann das Arbeitsende 348 abgelenkt werden, um eine Bohrung mit großem Durchmesser im Pulposus zu erzeugen, wodurch ein enger Kontakt mit Gewebeoberflächen, die ablatiert werden sollen, sichergestellt wird. Alternativ dazu kann der gesamte Katheterkörper 306 oder das distale Ende des Katheterkörpers 306 abgelenkt werden, um das Volumen des entfernten Pulposus zu erhöhen.
Nachdem das gewünschte Volumen des Nucleus pulposis entfernt wurde (auf der Basis einer direkten Betrachtung durch den Port 324 oder durch ein kinästhetisches Feedback von der Bewegung des Arbeitsendes 348 des Instruments 310), wird das Instrument 310 in den Katheterkörper 306 zurückgezogen, und der Katheterkörper wird aus dem Patienten entfernt. In der Regel beträgt das bevorzugte Volumen des entfernten Gewebes etwa 0,2 bis 5 cm³.
Nun werden mit Bezug auf 19–28 alternative Systeme und Verfahren zum Ablatieren von Gewebe in begrenzten (d. h. engen) Körperhöhlen beschrieben. 19 stellt ein Beispiel für eine plane Ablationssonde 400 gemäß der vorliegenden Erfindung dar.
Ähnlich wie bei den oben beschriebenen Instrumenten kann die Sonde 400 in ein elektrochirurgisches System 11 (oder andere geeignete Systeme) aufgenommen werden, um entweder in bipolaren oder monopolaren Modalitäten zu arbeiten. Die Sonde 400 weist im Allgemein ein Trägerelement 402, ein distales Arbeitsende 404, das am distalen Ende des Trägerelements 402 befestigt ist, und einen proximalen Griff 408, der am proximalen Ende des Trägerelements 402 befestigt ist, auf. Wie in 19 dargestellt, weist der Griff 406 ein Handstück 408 und einen Leistungsquellenverbinder 410 auf, der abnehmbar mit dem Handstück 408 verbunden wird, um das Arbeitsende 404 durch ein Kabel 34 elektrisch mit der Leistungsquelle 28 zu verbinden (siehe 1).
In der in 19 dargestellten Ausführungsform ist die plane Ablationssonde 400 so konfiguriert, dass sie in der bipolaren Modalität arbeitet. Somit dient das Trägerelement 402 als Rückkehrelektrode und umfasst ein elektrisch leitendes Material, wie Titan, oder Legierungen, die eines oder mehrere von Nickel, Chrom, Eisen, Kobalt, Kupfer, Aluminium, Platin, Molybdän, Wolfram, Tantal oder Kohlenstoff enthalten. In der bevorzugten Ausführungsform ist das Trägerelement 402 eine austenitische Edelstahllegierung, wie Edelstahl Typ 304 von MicroGroup Inc., Medway, Massachusetts. Wie in 19 dargestellt, ist ein Trägerelement 402 im Wesentlichen von einer isolierenden Schicht 412 bedeckt, um zu verhindern, dass elektrischer Strom das umgebende Gewebe schädigt. Ein freiliegender Abschnitt 414 des Trägerelements 402 dient als Rückkehrelektrode für die Sonde 400. Der freiliegende Abschnitt 414 weist vorzugsweise einen Abstand von etwa 1 bis 20 mm von den aktiven Elektroden 416 auf.
Wie in 20 und 21A dargestellt, weist die Ablationssonde 400 ferner eine Vielzahl von aktiven Elektroden 416 auf, die von einem elektrisch isolierenden Abstandhalter 418 am distalen Ende des Trägerelements 402 ausgehen. Natürlich wird man erkennen, dass die Sonde 400 abhängig von der Größe des Zielgewebes, das behandelt werden soll, und der Zugänglichkeit der Behandlungsstelle eine einzelne Elektrode aufweisen kann. Ein isolierender Abstandhalter 418 wird vorzugsweise mit einem geeigneten Epoxidkleber 419 an einem Trägerelement 402 befestigt, um eine mechanische Bindung und einen fluiddichten Verschluss zu bilden. Die Elektroden 416 verlaufen üblicherweise etwa 2,0 mm bis 20 mm vom Abstandhalter 418 aus und vorzugsweise weniger als 10 mm.
Eine Unterstützungszunge 420 verläuft vom distalen Ende des Trägerelements 402us, um die aktiven Elektroden 416 zu stützen. Die Unterstützungszunge 420 und die aktiven Elektroden 416 weisen ein erheblich tiefes Profil auf, um den Zugang zu engen Räumen im Körper des Patienten zu erleichtern, beispielsweise zu den Räumen zwischen benachbarten Wirbeln und zwischen Gelenkknorpel und dem Meniskus im Knie eines Patienten. Somit weisen die Zunge 420 und die Elektroden 416 ein im Wesentlichen planes Profil auf, üblicherweise mit einer kombinierten Höhe He von unter 4,0 mm, vorzugsweise von unter 2,0 mm und stärker bevorzugt von unter 1,0 mm (siehe 21). Im Falle einer Ablation des Meniskus nahe dem Gelenkknorpel liegt die Höhe He sowohl der Zunge 420 als auch der Elektroden 416 vorzugsweise zwischen etwa 0,5 bis 1,5 mm. Die Breite der Elektroden 416 und der Unterstützungszunge 420 ist üblicherweise geringer als 10,0 mm und liegt vorzugsweise zwischen etwa 2,0 bis 4,0 mm.
Die Unterstützungszunge 420 weist eine „nicht-aktive" Oberfläche 422 gegenüber den aktiven Elektroden 416 auf, die mit einer (nicht dargestellten) elektrisch isolierenden Schicht überzogen ist, um einen unerwünschten Stromfluss in angrenzendes Gewebe oder angrenzende Fluide zu minimieren. Die nicht-aktive Oberfläche 422 ist vorzugsweise atraumatisch, d. h. sie weist eine glatt plane Oberfläche mit abgerundeten Ecken auf, um eine unerwünschte Verletzung von Gewebe oder Nerven, die damit in Kontakt stehen, wie Bandscheibengewebe oder die nahe liegenden spinalen Nerven, zu minimieren. Die nichtaktive Oberfläche 422 der Zunge 420 trägt dazu bei, durch ärztliche Behandlung verursachte Verletzungen des Gewebes und der Nerven zu minimieren, so dass das Arbeitsende 404 der Sonde 400 sicher in begrenzte Räume im Körper des Patienten vordringen kann.
Wie in 19 und 20 dargestellt, ist ein elektrisch isolierendes Trägerelement 430 zwischen der Unterstützungszunge 420 und den aktiven Elektroden 416 angeordnet, um den Fluss eines elektrischen Stroms in die Zunge 420 zu hemmen oder zu verhindern. Das isolierende Element 430 und die isolierende Schicht 412 umfassen in der Regel ein keramisches, ein Glas- oder ein glaskeramisches Material, wie Aluminiumoxid. Das isolierende Element 430 ist mit einem geeigneten Epoxidkleber mechanisch mit einer Unterstützungszunge 420 verbunden, um die aktiven Elektroden 416 gegen die Zunge 420 zu isolieren. Wie in 26 dargestellt, kann das isolierende Element 430 die Unterstützungszunge 420 überragen, um die elektrische Wegstrecke zwischen den aktiven Elektroden 416 und der mit Isolierung überzogenen Unterstützungszunge 420 zu erhöhen.
Wie in 20, 21A und 21B dargestellt, sind die aktiven Elektroden 416 vorzugsweise aus einem hohlen runden Rohr aufgebaut, wobei mindestens der distale Abschnitt 432 der Elektroden 416 abgefeilt ist, um ein halbzylindrisches Rohr zu bilden, dessen erste und zweite Enden 440, 442 von der Unterstützungszunge 420 weg gerichtet sind. Vorzugsweise bleibt der proximale Abschnitt 434 der Elektroden 416 zylindrisch, um die Bildung einer crimpartigen Verbindung zwischen den aktiven Elektroden 416 und Leiterdrähten 450 zu erleichtern (siehe 22). Wie in 23 dargestellt, verlaufen die zylindrischen proximalen Abschnitte 434 der Elektroden 416 in einer geringen Strecke von 0,1 mm bis 0,4 mm über den Abstandhalter 418 hinaus. Die halbzylindrische Konfiguration des distalen Elektrodenabschnitts 432 erhöht die Stärke des elektrischen Feldes und die damit zusammenhängende Stromdichte um die Ränder der Enden 440, 442, wie oben erörtert. Alternativ dazu können die aktiven Elektroden 416 jede der oben beschriebenen Formen und Konfigurationen oder andere Konfigurationen aufweisen, wie quadratische Drähte, dreieckige Drähte, U-förmige oder kanalförmige Drähte und dergleichen. Außerdem kann die Oberfläche der aktiven Elektroden 416 aufgeraut werden, beispielsweise durch Sandstrahlen, durch chemisches oder elektrochemisches Ätzen, um die Stärke des elektrischen Feldes und die damit zusammenhängende Stromdichte um die distalen Abschnitte 432 der Elektroden 416 noch weiter zu erhöhen.
Wie in 24 dargestellt, endet jeder Leiterdraht 450 an einem Anschlussstift 452, der in einem Stiftisolatorblock 454 im Handstück 408 enthalten ist. Leiterdrähte 450 sind mit einer (nicht dargestellten) Isolierschicht, z. B. Tefzel^TM, überzogen und sind gegen den inneren Abschnitt des Trägerelements 402 mit einer Klebedichtung 457 isoliert (22). In der bevorzugten Ausführungsform ist jede Elektrode 416 mit einer eigenen Spannungsquelle in der Leistungsquelle 28 verbunden. Zu diesem Zweck werden Anschlussstifte 452 lösbar mit passenden Buchsen 456 im Verbinder 410 verkoppelt, um für eine elektrische Kommunikation mit aktiven Elektroden 416 und der Leistungsquelle 28 zu sorgen (1). Elektrisch isolierte Leiterdrähte 458 verbinden Buchsen 456 mit den entsprechenden Spannungsquellen in der Leistungsquelle 28. Die elektrisch leitfähige Wand 414 des Trägerelements 402 dient als Rückkehrelektrode und wird auf geeignete Weise mit einem der Leiterdrähte 450 verkoppelt.
In einer alternativen Ausführungsform können benachbarte Elektroden 416 so mit der entgegengesetzten Polarität der Quelle 28 verbunden werden, dass Strom zwischen benachbarten aktiven Elektroden 416 statt zwischen aktiven Elektroden 416 und Rückkehrelektroden 414 fließt. Beispielsweise zeigt 21B einen distalen Abschnitt einer planen Ablationssonde 400', in dem Elektroden 416a und 416c eine Spannungspolarität aufweisen (d. h. positiv sind) und Elektroden 416b und 416d die entgegengesetzte Polarität (negativ) aufweisen. Wenn eine Hochfrequenzspannung in Anwesenheit der elektrisch leitenden Flüssigkeit zwischen Elektroden 416a, 416c und Elektroden 416b, 416d angelegt wird, fließt Strom zwischen den Elektroden 416a, 416c und 416b, 416d, wie von Stromflusslinien 522' dargestellt. Ähnlich wie in den obigen Ausführungsformen ist die gegenüber liegende Oberfläche 420 des Arbeitsendes 404' der Sonde 400' im Allgemeinen atraumatisch und elektrisch gegen die aktiven Elektroden 416a, 416b, 416c und 416d isoliert, um eine unerwünschte Verletzung von Gewebe, das damit in Kontakt kommt, zu minimieren.
In einem Konfigurationsbeispiel weist jede Spannungsquelle ein strombegrenzendes Element oder eine strombegrenzende Schaltung (nicht dargestellt) auf, um auf der Basis der Impedanz zwischen den einzelnen Elektroden 416 und der Rückkehrelektrode 414 eine unabhängige Strombegrenzung bereitzustellen. Die Strombegrenzungselemente können in der Leistungsquelle 28, den Leiterdrähten 450, dem Kabel 34, dem Griff 406 oder in Abschnitten des Trägerelements 402, das distal zum Griff 406 angeordnet ist, enthalten sein. Als Beispiel können die strombegrenzenden Elemente Resistoren, Kondensatoren, Induktoren oder eine Kombination davon einschließen. Alternativ dazu können die strombegrenzenden Funktionen anhand (1) einer Stromerfassungsschaltung, welche die Unterbrechung eines Stromflusses bewirkt, wenn der Stromfluss zu den Elektroden einen vorgegebenen Wert übersteigt, und/oder (2) einer Impedanzerfassungsschaltung, welche die Unterbrechung des Stromflusses bewirkt (oder die angelegte Spannung auf null senkt), wenn die gemessene Impedanz unter einem vorgegebenen Wert liegt, durchgeführt werden. In einer anderen Ausführungsform können zwei oder mehr Elektroden 416 mit einem einzigen Leiterdraht 450 verbunden werden, so dass alle Elektroden 416 immer auf der gleichen angelegten Spannung im Bezug auf die Rückkehrelektrode 414 liegen. Somit modulieren jegliche strombegrenzenden Elemente oder Schaltungen den Strom, der dem Array der Elektroden 416 zugeführt wird, bzw. die Spannung, die an dieses angelegt wird, statt ihren Strom individuell zu begrenzen, wie in der vorangehenden Ausführungsform erörtert wurde.
Nun werden mit Bezug auf 25–28 Verfahren zur Ablatierung von Gewebestrukturen mit einer planen Ablationssonde 400 gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben. Insbesondere werden Verfahrensbeispiele für die Behandlung eines erkrankten Meniskus im Knie (25–27) und für die Entfernung von weichem Gewebe zwischen benachbarten Wirbeln in der Wirbelsäule (28) beschrieben. In beiden Verfahren wird zumindest das Arbeitsende 404 der planen Ablationssonde 400 entweder anhand von minimal-invasiven Techniken oder einer offenen Operation an eine Behandlungsstelle eingeführt. Elektrisch leitende Flüssigkeit wird zur Behandlungsstelle geliefert, und eine Spannung wird von der Leistungsquelle zwischen den aktiven Elektroden 416 und der Rückkehrelektrode 414 angelegt. Die Spannung reicht vorzugsweise aus, um elektrische Feldstärken nahe den aktiven Elektroden zu erzeugen, die eine Dampfschicht in der elektrisch leitenden Flüssigkeit bilden und die Entladung von Energie aus dem Dampfschicht induzieren, um Gewebe an der Behandlungsstelle zu ablatieren, wie oben ausführlich beschrieben.
Wie in 25 dargestellt, werden das Arbeitsende 404 und zumindest der distale Endabschnitt des Trägerelements 402 durch einen perkutanen Zugang 500, wie eine Kanüle, in den arthroskopischen Hohlraum 502 eingeführt. Die Einführung der Sonde 400 wird üblicherweise von einem Arthroskop (nicht dargestellt) gelenkt, das eine Lichtquelle und eine Videokamera aufweist, damit der Chirurg eine Zone innerhalb des Kniegelenks selektiv betrachten kann. Um ein klares Gesichtsfeld aufrechtzuerhalten und um die Erzeugung einer Dampfschicht zu erleichtern, wird eine transparente, elektrisch leitfähige Spüllösung 503, wie isotonische Kochsalzlösung, entweder durch einen Flüssigkeitskanal in Trägerelement 402 der Sonde 400 oder durch ein anderes Instrument an die Behand lungsstelle injiziert. Geeignete Verfahren zur Zuführung von Spüllösung an eine Behandlungsstelle sind in der gemeinsam innegehabten, mit-anhängigen US-Patentanmeldung Nr. 5,697,281, eingereicht am 7. Juni 1995 (Anwaltsaktenzeichen 16238-000600) beschrieben.
In dem in 25 dargestellten Beispiel ist das Zielgewebe ein Teil des Meniskus 506, der an den Gelenkknorpel 510, 508, der normalerweise die Stirnflächen der Tibia 512 bzw. des Femur 514 bedeckt, angrenzt und in großer Nähe zu diesen angeordnet ist. Der Gelenkknorpel 508, 510 ist für die normale Funktion von Gelenken wichtig, und sobald er beschädigt ist, ist der Körper im Allgemein nicht in der Lage, diese kritische Gelenkauskleidung zu regenerieren. Infolgedessen ist es gewünscht, dass der Chirurg mit äußerster Vorsicht vorgeht, wenn er den nahe liegenden Meniskus 506 behandelt, um eine ungewollte Beschädigung des Gelenkknorpels 508, 510 zu vermeiden. Die begrenzten Räume 513 zwischen dem Gelenkknorpel 508, 510 und dem Meniskus im Kniegelenk sind relativ eng, in der Regel in der Größenordung von etwa 1,0 mm bis 5,0 mm. Somit eignet sich das schmale, niedrig profilierte Arbeitsende 404 der Ablationssonde 400 ideal für die Einführung in diese begrenzten Räume 513 zur Behandlungsstelle. Wie bereits gesagt, ermöglicht es die im Wesentlichen plane Anordnung der Elektroden 416 und der Unterstützungszunge 420 (die in der Regel eine kombinierte Höhe von etwa 0,5 bis 1,5 mm aufweisen), dem Chirurgen, das Arbeitsende 404 der Sonde 400 in die begrenzten Räume 513 einzuführen, während sie gleichzeitig den Kontakt mit dem Gelenkknorpel 508, 510 minimiert (siehe 26).
Wie in 26 dargestellt, sind aktive Elektroden 416 an einer Fläche des Arbeitsendes 404 der Sonde 400 angeordnet. Somit wird eine Zone 520 mit hoher elektrischer Feldstärke auf jeder Elektrode 416 auf einer Fläche des Arbeitsendes 404 erzeugt, während die gegenüber liegende Seite 521 des Arbeitsendes 404 in Bezug auf das Gewebe atraumatisch ist. Außerdem ist die gegenüber liegende Seite 521 gegen die Elektroden 416 isoliert, um eine Durchleitung von elektrischem Strom durch diese Seite 521 zum Gewebe (d. h. dem angrenzenden Gelenkknorpel 508) zu minimieren. Wie in 26 dargestellt, bewirkt die bipolare Anordnung der aktiven Elektroden 416 und der Rückkehrelektrode 414, dass elektrischer Strom entlang Flusslinien 522 in erster Linie durch die elektrisch leitende Spüllösung 503 fließt, welche das Gewebe und das Arbeitsende 404 der Ablationssonde 400 einhüllt und für einen elektrisch leitenden Weg zwischen den Elektroden 416 und der Rückkehrelektrode 414 sorgt. Während die Elektroden 416 mit dem Zielmeniskus 506 in Kontakt gebracht oder in großer Nähe zu diesem angeordnet werden, bewirkt das starke elektrische Feld, das an den Elektrodenrändern vorhanden ist, eine gesteuerte Ablation des Gewebes durch Ausbilden einer Dampfschicht und Induzieren der Entladung von Energie aus dieser. Außerdem bewirkt die Bewegung der Elektroden 416 in Bezug auf den Meniskus 506 (wie vom Vektor 523 dargestellt), eine gesteuerte Entfernung von Gewebe. Das Vorhandensein der Spüllösung dient auch dazu, den Temperaturanstieg des Meniskus während des Ablationsprozesses zu minimieren, da die Spüllösung im Allgemeinen mit dem behandelten Gewebe in Kontakt kommt, kurz nachdem eine der Elektroden 416 über die Oberfläche des Gewebes geführt wurde.
Nun wird mit Bezug auf 28 ein Verfahrensbeispiel für die Entfernung von weichem Gewebe 540 von den Oberflächen benachbarter Wirbel 542, 544 in der Wirbelsäule beschrieben. Die Entfernung von weichem Gewebe 540 ist häufig notwendig, beispielsweise bei chirurgischen Eingriffen für die Fusionierung oder Verbindung von benachbarten Wirbeln. Im Anschluss an die Entfernung von Gewebe 540 werden die benachbarten Wirbel 542, 544 stabilisiert, um eine anschließende Fusionierung zu ermöglichen, um einen einzigen monolithischen Wirbel zu bilden. Wie dargestellt, ermöglicht das niedrig profilierte Arbeitsende 404 der Sonde 400 (d. h. mit Dickenwerten von lediglich 0,2 mm) einen Zugang zu den eng beabstandeten Wirbeln und eine Präparierung ihrer Oberflächen. Außerdem fördern die geformten Elektroden 416 im Wesentlichen hohe elektrische Feldstärken und damit zusammenhängende Stromdichten zwischen aktiven Elektroden 416 und der Rückkehrelektrode 414, wodurch die wirksame Entfernung von Gewebe, das an der Oberfläche des Knochens befestigt ist, möglich ist, ohne den darunter liegenden Knochen erheblich zu schädigen. Die „nicht-aktive" isolierende Seite 521 des Arbeitsendes 404 minimiert auch die Erzeugung von elektrischen Feldern auf dieser Seite 521, um die Ablation des angrenzenden Wirbels 542 zu verringern.
Das Zielgewebe wird während der chirurgischen Eingriffe in der Wirbelsäule, wie der Entfernung von weichem Gewebe, die oben beschrieben wurde, im Allgemeinen nicht vollständig in die elektrisch leitende Flüssigkeit eingetaucht. Somit wird während dieses Eingriffs vorzugsweise elektrisch leitende Flüssigkeit in die begrenzten Räume 513 zwischen benachbarten Wirbeln 542, 544 eingebracht. Das Fluid kann durch einen (nicht dargestellten) Flüssigkeitskanal im Trägerelement 402 der Sonde 400 oder durch ein anderes geeignetes Flüssigkeitszufuhrelement zugeführt werden.
Andere Modifikationen und Variationen können an den offenbarten Ausführungsformen vorgenommen werden, ohne vom Gegenstand der Erfindung abzuweichen, der in den folgenden Ansprüchen definiert ist. Beispielsweise sei klargestellt, dass die oben beschriebene plane Ablationssonde 400 eine einzelne aktive Elektrode statt einer Vielzahl solcher aktiven Elektroden aufweisen kann, wie oben in dem Ausführungsbeispiel beschrieben. 27 stellt einen Abschnitt einer planen Ablationssonde gemäß der vorliegenden Erfindung dar, die eine einzelne aktive Elektrode 416' zur Erzeugung von hohen elektrischen Feldstärken 550 für die Ablatierung eines Zielgewebes 552 aufweist. Die Elektrode 416' kann direkt von einem proximalen Trägerelement, wie in 31 dargestellt, ausgehen oder kann von einer darunter liegenden (nicht dargestellten) Unterstützungszunge gestützt werden, wie in der vorangehenden Ausführungsform. Wie dargestellt, weist die einzelne aktive Beispielselektrode 416' einen halbzylindrischen Querschnitt auf, ähnlich wie die oben beschriebenen Elektroden 416. Jedoch kann die einzelne Elektrode 416' auch jede der oben beschriebenen Konfigurationen (z. B. die eines quadratischen oder sternförmigen soliden Drahtes) oder andere spezielle Konfigurationen aufweisen, je nach der Funktion der Vorrichtung.
Mit Bezug auf 29–31 wird ein alternatives Trägerelement 500 für eine plane Ablationssonde 404 ausführlich beschrieben. Wie dargestellt, weist das Elektrodenträgerelement 500 vorzugsweise ein mehrlagiges oder einlagiges Substrat 502, das ein hochtemperaturgeeignetes, elektrisch leitendes Material, wie Keramik umfasst, auf. Das Substrat 502 ist eine Dünn- oder Dickschichthybride mit leitfähigen Streifen, die in der Regel Wolfram, Gold, Nickel oder äquivalente Materialien umfassen. In dem Ausführungsbeispiel umfassen die leitfähigen Streifen Wolfram und sie werden zusammen mit den Waferschichten gebrannt, um eine integrale Packung zu bilden. Die leitfähigen Streifen werden durch Löcher oder Vias, die durch die keramischen Schichten gebohrt werden, mit externen Drahtverbindern verbunden und mit leitfähigem Material plattiert oder anderweitig beschichtet.
In dem Ausführungsbeispiel weist das Trägerelement 500 einen einzelnen Keramik-Wafer mit einer Vielzahl von in Längsrichtungen verlaufenden Graten 504, die auf einer Seite des Wafers 502 ausgebildet sind, auf. In der Regel wird der Wafer 502 im Grünzustand gepresst und gebrannt, um die erforderliche Topographie zu bilden (z. B. Grate 504). Dann wird ein leitfähiges Material an den Graten 502 befestigt, um leitfähige Streifen 506 zu bilden, die axial über dem Wafer 502 verlaufen und die voneinander beabstandet sind. Wie in 31 dargestellt, werden die leitfähigen Streifen 506 an Leiterdrähten 508 im Schaft 412 der Sonde 404 befestigt, um die leitfähigen Streifen 506 elektrisch mit der Leistungsquelle 28 zu verbinden (1). Diese Ausführungsform stellt ein relativ niedrig profiliertes Arbeitsende der Sonde 404 bereit, das eine ausreichende mechanische Struktur aufweist, um Biegekräften während des Eingriffs standzuhalten.
34–36 stellen ein anderes System und Verfahren zur Behandlung von geschwollenen oder vorgefallenen Bandscheiben gemäß der vorliegenden Erfindung dar. In diesem Verfahren weist eine elektrochirurgische Sonde 700 einen langen, dünnen Schaft 702 (z. B. in der Größenordnung von etwa 1 mm Durchmesser oder weniger) auf, der perkutan anterior durch das Abdomen oder den Thorax oder durch den Rücken des Patienten in die Wirbelsäule eingeführt werden kann. Der Sondenschaft 702 weist eine oder mehrere aktive Elektroden 704 auf, um elektrische Energie an Gewebe in der Wirbelsäule anzulegen. Die Sonde 700 kann eine oder mehrere Rückkehrelektroden 706 aufweisen, oder die Rückkehrelektrode kann als dispersives Pad (nicht dargestellt) am Rücken des Patienten positioniert werden.
Wie in 34 dargestellt, wird der distale Abschnitt der Welle 702 anterior durch einen schmalen perkutanen Zugang in den Anulus 710 der Zielbandscheibe eingeführt. Um diesen Prozess zu vereinfachen, kann das distale Ende des Schafts 702 sich zu einem spitzeren Punkt (z. B. einer Nadel) verjüngen, die dann zurückgezogen werden kann, um die aktive(n) Elektrode(n) 704 zu exponieren. Alternativ dazu können die Elektroden um die Oberfläche des verjüngten distalen Abschnitts des Schaftes (nicht dargestellt) ausge bildet werden. In jeder Ausführungsform wird das distale Ende des Schaftes durch den Anulus 710 zum angezielten Nucleus pulposis 290 geführt, der vorgefallen, extrudiert, nicht-extrudiert oder einfach geschwollen sein kann. Wie in 35 dargestellt, wird zwischen der bzw. den aktiven Elektroden 704 und der bzw. den Rückkehrelektroden 710 eine Hochfrequenzspannung angelegt, um das umgebende Kollagen auf für die Kontraktion geeignete Temperaturen (d. h. in der Regel etwa 55°C bis etwa 70°C) zu erwärmen. Wie oben erörtert, kann das Verfahren auch mit einer monopolaren Konfiguration durchgeführt werden. Jedoch hat der Anmelder gefunden, dass die in 34 bis 36 dargestellte bipolare Konfiguration eine verbesserte Steuerung des Hochfrequenzstroms ermöglicht, wodurch das Risiko einer Spinalnervenschädigung verringert wird.
Wie in 35 und 36 dargestellt, wird die Sonde 700 von der Zielstelle entfernt, sobald der Pulposus 290 ausreichend kontrahiert wurde, um nicht mehr auf den Nerv 720 zu drücken. In diesem Ausführungsbeispiel wird die Hochfrequenzspannung zwischen den aktiven und Rückkehrelektroden 704, 706 angelegt, während die Sonde durch den Anulus 710 zurückgezogen wird. Diese Spannung reicht aus, um eine Kontraktion der Kollagenfasern im Anulus 710 zu bewirken, wodurch die Heilung dieses Loches verbessert wird. Somit verschließt die Sonde 700 ihren eigenen Kanal, während sie aus der Bandscheibe zurückgezogen wird.
Andere Modifikationen und Variationen können an offenbarten Ausführungsformen vorgenommen werden, ohne vom Gegenstand der Erfindung, der in den beigefügten Ansprüchen definiert ist, abzuweichen. Beispielsweise sei darauf hingewiesen, dass die Erfindung nicht auf eine Elektrodenanordnung beschränkt ist, die eine Vielzahl von Elektrodenanschlüssen aufweist. Die Erfindung könnte eine Vielzahl von Rückkehrelektroden, z. B. in einer bipolaren Anordnung oder dergleichen, einschließen. Außerdem kann, abhängig von anderen Bedingungen, wie der Peak-zu-Peak-Spannung, dem Elektrodendurchmesser usw. ein einzelner Elektrodenanschluss ausreichen, um Kollagengewebe zu kontrahieren, Gewebe zu ablatieren und dergleichen.
Außerdem können sich die aktiven und die Rückkehrelektroden beide auf einer distalen Gewebebehandlungs-Oberfläche angrenzend aneinander befinden. Die aktiven und die Rückkehrelektroden können zusammen mit einer Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen an der distalen Spitze angeordnet sein. Die proximale Rückkehrelektrode kann in diesen Ausführungsformen verwendet werden, muss aber nicht verwendet werden. Beispielsweise ist die proximale Rückkehrelektrode nicht gewünscht, wenn die Stromflusslinien um die distale Spitze der Sonde herum beibehalten werden sollen.

Claims

Elektrochirurgische Vorrichtung zur Behandlung von Gewebe im Rückgrat eines Patienten, die Folgendes aufweist: einen Schaft (702), der einen proximalen Endabschnitt und einen distalen Endabschnitt mit einem Elektrodenanschluss (704) aufweist, wobei der distale Endabschnitt so bemessen und gestaltet ist, dass er durch perkutane Penetration in einem Patienten durch einen Annulus in einer Bandscheibe in den Nucleus pulposis vorgeschoben werden kann; eine Rückführungselektrode (706) am distalen Endabschnitt des Schafts; und eine Hochfrequenz-Leistungsquelle, die mit der Rückführungselektrode und dem Elektrodenanschluss verkoppelt ist, um Hochfrequenz-Spannungsunterschiede zwischen ihnen anzulegen, wobei die Leistungsquelle so ausgelegt ist, dass sie einen ausreichenden Spannungsunterschied anlegt, um Kollagenfasern im spinalen Gewebe zu kontrahieren, wobei die Vorrichtung ferner ein Fluidansaugelement zum Ansaugen von Fluid von der Zielstelle aufweist, wobei das Fluidansaugelement ein Sauglumen aufweist, das durch den Schaft hindurch verläuft, wobei das Fluidansaugelement einen Einlass an einer distalen Spitze des Schafts nahe dem Elektrodenanschluss aufweist, wobei die Vorrichtung ferner eine Ansaugelektrode am oder nahe am Einlass des Sauglumens zum Ablatieren von Gewebefragmenten, die in die Ansaugelektrode gesaugt wurden, aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der distale Endabschnitt des Schafts einen Durchmesser von unter etwa 2,0 mm aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Rückführungselektrode einen Teil des Schafts bildet.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, die ferner ein Fluidzuführungselement umfasst, das einen Fluidweg in elektrischem Kontakt mit der Rückführungselektrode und dem Elektrodenschluss definiert, um einen Stromweg zwischen der Rückführungselektrode und dem Elektrodenanschluss zu erzeugen, vorzugsweise ferner ein Isolierelement, das zwischen der Rückführungselektrode und dem Elektrodenanschluss angeordnet ist, wobei die Rückführungselektrode ausreichend vom Elektrodenanschluss beabstandet ist, um einen direkten Kontakt zwischen der Rückführungselektrode und einer Körperstruktur an der Zielstelle zu minimieren, wenn der Elektrodenanschluss in großer Nähe oder in Teilkontakt mit der Körperstruktur angeordnet wird.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei das Fluidzuführungselement eine Fluidröhre aufweist, die entlang der Außenoberfläche des Schafts verläuft, wobei die Röhre einen Einlass aufweist, der nahe der Rückführungselektrode angeordnet ist, wobei die Rückführungselektrode mit proximalem Abstand zum Elektrodenanschluss angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei das Fluidzuführungselement ein Fluidzufuhrinstrument umfasst, das von der elektrochirurgischen Sonde getrennt vorliegt.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei der Elektrodenanschluss eine Elektrodenanordnung aufweist, die nahe dem distalen Ende des Schafts angeordnet ist, wobei die Anordnung eine Vielzahl von elektrisch isolierten Elektrodenanschlüssen, die über einer Kontaktoberfläche angeordnet sind, einschließt.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Elektrodenanschluss eine einzige aktive Elektrode aufweist, die nahe dem distalen Ende des Schafts angeordnet ist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Ansaugelektrode eine Gitterelektrode mit einer oder mehreren Öffnungen, die über dem Einlass des Ansauglumens angeordnet sind, umfasst.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Gitterelektrode und der Elektrodenanschluss elektrisch miteinander verkoppelt sind, um eine einzelne Elektrode zu bilden.
Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Gitterelektrode ein Material mit einem anderen Spannungspotential als der Elektrodenanschluss aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, die ferner ein elektrisch isolierendes Trägerelement, das vom distalen Endabschnitt zum Schaft verläuft, aufweist, wobei der Elektrodenanschluss am Trägerelement befestigt ist, wobei das Trägerelement ein isolierender Wafer mit einer Gewebebehandlungs-Oberfläche ist, die am oder nahe am distalen Ende des Schafts angeordnet ist, wobei der isolierende Wafer mindestens einen leitfähigen Streifen, der eine aktive Elektrode bildet, aufweist, wobei die Vorrichtung ferner einen elektrischen Verbinder, der vom leitfähigen Streifen bis zum proximalen Ende des Schafts verläuft, um die aktive Elektrode mit einer Quelle für Hochfrequenzspannung zu verkoppeln, aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 12, die ferner eine Vielzahl von leitfähigen Streifen auf dem isolierenden Wafer aufweist, um eine Anordnung von elektrisch isolierten aktiven Elektroden auf der Gewebebehandlungs-Oberfläche zu bilden, und wobei die leitfähigen Streifen im Wesentlichen linear und zueinander parallel sind, wobei der Wafer eine Vielzahl von Erhöhungen, die von der Gewebebehandlungs-Oberfläche ausgehen, aufweist, und die leitfähigen Streifen auf den Erhöhungen ausgebildet sind.
Vorrichtung nach Anspruch 13, wobei der isolierende Wafer Keramik aufweist und der leitfähige Streifen Wolfram aufweist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das distale Ende des Instrumentenschafts konisch zuläuft und wobei der Elektrodenanschluss am konischen distalen Ende des Schafts angeordnet ist.