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Die
Erfindung betrifft ein elektrochirurgisches Instrument zum bipolaren
Koagulieren von biologischem Gewebe, mit einem distalen Ende, mit
einer in Längsrichtung am distalen Ende angeordneten Greifvorrichtung,
die wenigstens ein Klemmmaulteil und ein Koagulationsmaulteil umfasst,
wobei das Koagulationsmaulteil mehrere elektrisch getrennte, zueinander
im Wesentlichen unbewegliche Koagulationselektroden aufweist, wenigstens
eines der Maulteile von einer offenen Position in eine geschlossene Klemmposition
bewegbar ausgebildet ist, die Maulteile in der Klemmposition zumindest
abschnittsweise ineinandergreifen und so ausgestaltet sind, dass
das Gewebe zwischen den Maulteilen im Wesentlichen halbwellenförmig
einklemmbar ist.
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Elektrochirurgischen
Instrumente der genannten Art sind aus dem Stand der Technik bekannt und
beispielsweise in der
WO
99/40861 A1 oder der
WO 99/23960 A1 beschrieben.
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In
der Medizintechnik werden schon lange verschiedenste elektrochirurgischer
Techniken angewendet. So ist beispielsweise die Gewebetrennung oder
Gewebeentfernung (Elektrotomie) mittels hochfrequenter Energie bereits
seit Jahrzehnten ein Routineverfahren in der Chirurgie. Von der
Schneidelektrode, von der eine Funkenentladung ausgeht, wird das
Gewebe in unmittelbarer Umgebung der Schneidelektrode zur Verdampfung
gebracht und kleine Kapillargefäße werden umgehend
verschlossen, so dass ein fast blutfreies Gewebeschneiden möglich ist.
Dieses Verfahren wird in allen chirurgischen und anderen medizinischen
Disziplinen zur Gewebetrennung oder Gewebeentfernung eingesetzt.
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Ein
weiteres in der Chirurgie und anderen medizinischen Disziplinen
etabliertes Verfahren ist das elektrochirurgische Veröden
von Gewebe bzw. das Stillen von Blutungen mittels Hochfrequenzstrom.
Die hierzu verwendeten Instrumente sind oft als Greifinstrumente,
wie Pinzetten oder Zangen ausgeführt. Die distalen Enden
herkömmlicher Greifinstrumente weisen meist großflächige,
planare Elektroden auf, die meist auf verschiedenem (bipolar) oder seltener
gleichem (monopolar) Potential liegen. Sowohl bei der monopolaren,
als auch bei der bipolaren Anwendung des Greifinstrumentes befindet
sich das zu verödende Gewebestück bzw. der Teil
des zu ver schließenden Blutgefäßes zwischen
den Elektroden, die am distalen Ende beider Greifschenkel des Greifinstrumentes
angeordnet sind. Gemäß der monopolaren Technik
fließt der Hochfrequenzstrom zwischen diesen Elektroden
und einer Rückleitelektrode, welche an anderer Stelle am
Patienten meist auf der Hautoberfläche des Patienten befestigt
ist. Bei der bipolaren Technik fließt der Hochfrequenzstrom
zwischen den beiden Elektroden am distalen Ende der Greifschenkel
des Greifinstrumentes.
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Das
Schneiden mittels Draht bzw. Lanzettenelektroden, die sich am Ende
eines Handgriffes befinden, und das Koagulieren mit Greifinstrumenten
sind die am weitesten verbreiteten hochfrequenzchirurgischen Techniken.
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Aufgrund
der geringen Abmessungen endoskopischer oder laparoskopischer Instrumente
können ungünstige Hebelverhältnisse dazu
führen, dass die Greifinstrumente des Standes der Technik
bei vertretbaren Kräften am Griffstück schwer
geschlossen werden können oder zum Ermüden des
Arztes führen können. Dies kann dazu führen,
dass bei herkömmlichen zangenähnlichen Greifvorrichtungen
an der Spitze der Greifvorrichtung ein größerer
Spalt bleibt, als nahe des Gelenks. Dieses Problem tritt vor allem
bei dem Erfassen großer Adern (ca. > 5 mm) und Gewebebündeln auf
und verstärkt sich noch, wenn der Griff ungünstig
gestaltet ist und dadurch keine hohen Kräfte am Maulteil
aufgebaut werden können. Aber auch bei gut konzipiertem
Griffteil ist es technisch nicht immer möglich, eine beliebig
hohe Kraft auf die Maulteile auszuüben, da auch die Materialfestigkeiten
der Bauteile bei zu hohem Krafteinsatz an ihre Grenzen stößt.
In vielen Produkten des Standes der Technik wird gehärteter
Stahl bei den Maulteilen verwendet, um ein Biegen der Maulteile
zu begrenzen.
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Sind
Maulflächen der Greifschenkel, wie bei herkömmlichen
zangenähnlichen Greifvorrichtungen beim Verschweißen
der Adern nicht parallel, entsteht, wie oben erwähnt, an
der Spitze ein größerer Spalt, als nahe des Gelenks.
Das führt zu einer geringeren Kompression des Gewebes an
der Spitze der Greifvorrichtung und dadurch auch zu einer geringeren
Erwärmung aufgrund der geringeren Stromdichte und eines
größeren Übergangswiderstands. Dieses Problem
tritt besonders bei großen Adern und dicken Gewebebündeln
auf.
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Die
genannten Probleme versuchen die in der
WO 99/40861 A1 und der
WO 99/23960 A1 beschriebenen
Instrumente dadurch zu lösen, dass die Maulteile ineinandergreifen
und so das Gewebe U-förmig zwischen den Maulteilen mit
relativ gleichbleibender Kraft quer zur Bewegungsrichtung einklemmen.
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Es
hat sich jedoch gezeigt, dass mit den bekannten Instrumenten teilweise
eine nur ungleichmäßige oder unzureichende Gewebekoagulation
erreicht wird. Die Unzuverlässige Gewebekoagulation kann
bei den bekannten Instrumenten daher ein Problem darstellen.
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Aufgabe
der Erfindung ist es somit, ein chirurgisches Instrument zum Koagulieren
von biologischem Gewebe zur Verfügung zu stellen, das ein
zuverlässiges Koagulieren des Gewebes ermöglicht und
eine einfache Handhabung gewährleistet.
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Diese
Aufgabe wird durch das eingangs genannte elektrochirurgische Instrument
dadurch gelöst, dass das Koagulationsmaulteil wenigstens
zwei an unterschiedlichen Seiten angeordnete Elektrodenanordnungen
mit jeweils elektrisch getrennten Koagulationselektroden aufweist,
mittels denen das Gewebe in zwei im Wesentlichen voneinander getrennten
Koagulationsbereichen koagulierbar ist.
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Die
erfindungsgemäße Lösung hat den Vorteil,
dass im Betrieb zwei vergleichbar kleine Gewebebereiche koaguliert
werden. Es hat sich gezeigt, dass in diesen kleinen Gewebebereichen
die bei der Koagulation wichtigen Faktoren Temperatur und Druck
leichter kontrollierbar sind als in dem großen Koagulationsbereich
bei Instrumenten im Stand der Technik. So ist in den beiden Koagulationsbereichen eine
zuverlässige Gewebekoagulation gewährleistet, die
beispielsweise beim Aderverschließen sehr wichtig ist.
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Da
die Koagulationselektroden am Koagulationsmaulteil zueinander unbeweglich
angeordnet sind, sind Kurzschlüsse während der
Koagulation ausgeschlossen. Auf konstruktiv aufwendige Abstandhalter
kann verzichtet werden. Die erfindungsgemäße Lösung
ist daher konstruktiv besonders einfach und lässt sich
kostengünstig herstellen.
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Weitere
vorteilhafte, voneinander unabhängige Ausgestaltungen der
Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
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So
kann das erfindungsgemäße Instrument wenigstens
eine elektrochirurgische Schneidelektrode zum Schneiden des Gewebes
aufweisen und die Schneidelektrode so angeordnet sein, dass das
Gewebe zwischen den Koagulationsbereichen durchtrennbar ist. Dies
hat den Vorteil, dass mit dem erfindungsgemäßen
Koagulationsinstrument das eingespannte Gewebe elektrisch durchtrennt
werden kann. Insbesondere beim Aderverschließen kann die eingeklemmte
Ader zunächst koaguliert und anschließend zwischen
den beiden Koagulationsbereichen durchtrennt werden. Es hat sich
gezeigt, dass in dem Gewebebereich zwischen den Koagulationsbereichen
besonders gut elektrisch geschnitten werden kann. Scheinbar eignet
sich das in diesem Bereich weniger koagulierte Gewebe gut zum elektrochirurgischen
Schneiden. Durch die halbwellenförmige Einspannung wird
das Gewebe innerhalb der Greifvorrichtung straff gezogen. Es hat
sich gezeigt, dass straff gezogenes Gewebe leichter elektrochirurgisch durchtrennt
werden kann.
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Die
halbwellenförmige Einspannung kann z. B. U-, V-förmig
oder in Form einer Sinushalbschwingung ausgebildet sein.
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Ferner
kann die Schneidelektrode über die gesamte Länge
eines Arbeitsbereichs des Instruments verlaufen, in dem das Gewebe
einklemmbar und koagulierbar ist. So ist keine konstruktiv aufwendige
Vorschubbewegung es Scheidelements nötig. Das erfindungsgemäße
Instrument kann somit konstruktiv einfach und kostengünstig
hergestellt werden.
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Um
mit dem erfindungsgemäße Instrument zuverlässig
bipolar Schneiden zu können, kann die aktive Oberfläche
der Schneidelektrode wesentlich kleiner sein als die aktive Oberfläche
der Koagulationselektroden, so dass im Betrieb ein Stromfluss zwischen
Schneidelektrode und den nächstgelegenen Koagulationselektroden
möglich ist. Die von der Schneidelektrode weiter entfernten
Koagulationselektroden können beim Schneiden elektrisch
abgeschaltet sein, um den Stromfluss nicht abzulenken. So hat der
Schneid-Stromfluss keinen negativen Einfluss auf den Aderverschluss, d.
h. es ist die Gefahr auszuschließen, dass ein Lichtbogen
an den entfernten Koagulationselektroden zündet und unverschweißtes
Gewebe durchtrennt.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung kann das Schneidelement
am Koagulationsmaulteil vorgesehen sein und kann das Koagulationsmaulteil im
Wesentlichen unbeweglich mit dem distalen Ende des Instruments gekoppelt
sein. Dies hat den Vorteil, dass die Koagulationselektroden und
die Schneidelektrode am gleichen Maulteil angeordnet sind und dass
dieses Maulteil starr mit dem Schaft des Instruments verbunden ist.
So sind keine beweglichen elektrischen Verbindungen nötig,
um die Elektroden mit HF-Energie zu versorgen. Somit kann das erfindungsgemäße
Instrument konstruktiv einfach ausgebildet und kostengünstig
hergestellt werden.
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In
einer weiteren Ausführungsform kann das Koagulationsmaulteil
zwei parallel verlaufende, die Elektrodenanordnungen ausbildende
Koagulationselektroden umfassen, die das Klemmmaulteil in Längsrichtung
des Instruments wenigstens abschnittsweise umschließen.
Mit dem so ausgebildeten Koagulationsende kann auch Gewebe, das
nicht in der Greifvorrichtung aufgenommen ist, koaguliert werden.
So können beispielsweise kleinere Blutungen mit dem erfindungsgemäßen
Instrument durch einfaches Berühren mit dem Koagulationsende
gestoppt werden.
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Um
den Druck auf das eingeklemmte Gewebe zu erhöhen, können
die Koagulationselektroden und/oder das Klemmmaulteil im Querschnitt
runde oder gekrümmte Klemmflächen aufweisen. Die
runden Klemmflächen üben in einem linienförmigen
Bereich ein Druckmaximum auf das Gewebe aus. Da hoher Druck eine
gute Koagulation bewirkt, ist die Gewebekoagulation in dem linienförmigen
Bereich besonders gut.
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Der
Druck auf das Gewebe an den Koagulationselektroden kann weiter erhöht
werden, wenn in der Klemmposition der Spalt zwischen den Maulteilen
im Arbeitsbereich, in dem das Gewebe einklemmbar und koagulierbar
ist, kleiner als 1 mm ist. Ferner ist es auch möglich das
Instrument im Wesentlichen ohne Spalt zwischen den Maulteilen herzustellen, was
die Klemmkraft auf das Gewebe nochmals erhöht. Durch den
geringen oder keinen Spalt drückt das eingespannte Gewebe
die Maulteile starker auseinander, so dass sich die Klemmkraft erhöht.
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In
einer anderen vorteilhaften Weiterbildung kann an wenigstens einem
der Maulteile quer zur Längsrichtung verlaufende Rippenelemente
ausgebildet sind. Die Rippenelemente verhindern ein Herausrutschen
von gegriffenem eingeklemmtem Gewebe aus der Greifvorrichtung.
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Um
eine zu starke Erhitzung des Gewebes im Betrieb des Instruments
zu verhindern, kann das Koagulationsmaulteil ein innen liegendes
Lumen aufweisen, das von einem Fluid zum Kühlen der Koagulationselektroden
und/oder der Schneidelektrode durchströmbar ist.
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Neben
dem genannten elektrochirurgischen Instrument und seinen oben genannten
Ausführungsformen betrifft die Erfindung weiterhin ein
Verfahren zum bipolaren Koagulieren von biologischem Gewebe, wobei
zunächst das Gewebe zwischen einem Klemmmaulteil und einem
Koagulationsmaulteil eines elektrochirurgischen Instruments im Wesentlichen
halbwellenförmig eingeklemmt und anschließend
das Gewebe mittels wenigstens zwei Elektrodenanordnungen in zwei
im Wesentlichen voneinander getrennten Koagulationsbereichen koaguliert wird.
Ferner kann das eingeklemmte, koagulierte Gewebe in einer vorteilhaften
Weiterbildung des Verfahrens zwischen den getrennten Koagulationsbereichen
elektrisch durchtrennt werden.
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Im
Folgenden wird die Erfindung anhand der beigefügten Zeichnungen
erläutert.
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Es
zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung einer beispielhaften Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen elektrochirurgischen Instruments;
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2 eine
vergrößerte schematische Darstellung des distalen
Endes des Instruments aus 1 in einer
geschlossenen Klemmposition;
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3 eine
vergrößerte schematische Darstellung des distalen
Endes des Instruments aus 1 in einer
offenen Position;
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4 eine
schematische Schnittdarstellung des Instruments aus 5;
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5 eine
schematische Darstellung des distalen Endes einer weiteren Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen Instruments von unten;
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6 das
Instrument aus 5 in einer Draufsicht;
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7 eine
schematische Darstellung des distalen Endes einer weiteren Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen Instruments;
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8 eine
schematische Schnittdarstellung des distalen Endes einer weiteren
Ausführungsform eines erfindungsgemäßen
Instruments;
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9 eine
schematische Darstellung des distalen Endes einer weiteren Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen Instruments;
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10 eine
schematische Schnittdarstellung einer weiteren Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Instruments mit gegriffenem
Gewebe;
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11 eine
schematische Schnittdarstellung einer weiteren Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Instruments mit gegriffenem
Gewebe.
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Im
Folgenden wird die Erfindung in beispielhaften Ausführungsformen
erläutert.
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In 1 ist
eine sehr schematische Darstellung einer beispielhaften Ausführungsform
eines erfindungsgemäßen elektrochirurgischen Instruments 1 zum
Koagulieren von biologischem Gewebe dargestellt. Das für
laproskopische oder endoskopische Anwendungen konzipierte Instrument 1 umfasst
einen länglichen Schaft 2, ein am proximalen Ende 3 am
Schaft 2 angeordnetes Handstück 4 und
eine am distalen Ende 5 am Schaft 2 anschließende
Greifvorrichtung 6.
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Die
Greifvorrichtung 6 weist ein Klemmmaulteil 7 sowie
ein Koagulationsmaulteil 8 auf. In 1 ist die
Greifvorrichtung 6 in einer offenen Position dargestellt,
in der die Maulteile 7, 8 zur Aufnahme von Gewebe
geöffnet sind. Die Greifvorrichtung 6 wird im
Folgenden noch genauer beschrieben.
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Da
das Instrument 1 für den laproskopischen oder
endoskopischen Einsatz ausgebildet ist, hat der runde Querschnitt
des Schafts 2 einen Außendurchmesser von etwa
5 mm. Auch die Abmessungen der Greifvorrichtung 6 stehen
in der geschlossenen Position nicht über diesen Durchmesser
hinaus, damit das Instrument beispielsweise durch einen Trokar in den
Körper eines Patienten eingeführt werden kann. Andere
Ausführungen mit anderen Durchmessern, wie z. B. 10 mm,
sind selbstverständlich möglich.
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Das
Handstück 4, das zum Greifen und Bedienen des
Instruments 1 durch den Arzt dient, weist ein festes Griffteil 9 und
ein bewegliches Griffteil 10 auf. Das Griffteil 10 ist
mit dem Klemmmaulteil 7 gekoppelt, so dass das Klemmmaulteil 7 mittels
des Griffteils 10 bewegbar ist. Am Handstück 4 sind
weiterhin zwei Ein-/Ausschalter 11 vorgesehen, durch die
der Koagulationsvorgang und/oder der Schneidvorgang gestartet oder
gestoppt werden kann. Elektrische Anschlussleitungen sowie nötige
mechanische Verbindungselemente verlaufen im Innern des hohl ausgebildeten
Schafts 2. Das Handstück 4 ist nur sehr
schematisch dargestellt und kann alternativ in jeder geeigneten
aus dem Stand der Technik bekannten Form ausgebildet sein.
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Das
Instrument 1 ist über elektrische Anschlussleitungen 14 mit
einem Hochfrequenz-Generator 15 verbunden. Der Hochfrequenz-Generator 15 erzeugt
eine für den Betrieb des erfindungsgemäßen Instruments
geeignete Hochfrequenzenergie.
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Die 2 und 3 zeigen
das distale Ende 5 des Instruments 1 aus 1 vergrößert,
wobei 2 die Greifvorrichtung 6 in einer geschlossenen Position
und 3 in der geschlossenen Klemmposition zeigen. Die
erfindungsgemäße Ausgestaltung der Greifvorrichtung 6 wird
nun in Bezug auf die 2 und 3 näher
beschrieben.
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In
der beispielhaften Ausführungsform der 2 und 3 umfasst
das Koagulationsmaulteil 8 zwei im Wesentlichen parallel
verlaufende Koagulationselektroden 12, 13.
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Die
Koagulationselektroden 12, 13 sind als Rundelektroden
mit rundem Querschnitt ausgebildet. Andere Querschnittsformen sind
aber möglich. Beidseitig des Klemmmaulteils 7 münden
die Koagulationselektroden 12, 13 in Längsrichtung
L aus dem distalen Ende des Schaftes 2. die Koagulationselektroden 12, 13 verlaufen
in der Klemmposition in 2 zu beiden Seiten des Klemmmaulteils 7 in
der Längsrichtung L im Wesentlichen parallel zueinander
und mit im Wesentlichen gleichem Abstand zum Klemmmaulteil 7.
Am distalen Ende des Instruments 1 umschließen
die Koagulationselektroden 12, 13 das Klemmmaulteil 7.
Somit bilden die Koagulationselektroden 12, 13 jeweils
ein langgestrecktes Aufnahmefenster 17 aus, in welches
das Klemmmaulteil 7 in der geschlossenen Klemmposition
in 2 eintaucht. Die Maulteile 7, 8 greifen
in der geschlossenen Klemmposition in einander.
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Die
Koagulationselektroden 12, 13 sind im Wesentlichen
fest und ungelenkig mit dem Schaft 2 verbunden. Im Innern
des Schafts 2 sind die elektrisch von einander getrennten
Koagulationselektroden 12, 13 jeweils mit einer
der elektrischen Anschlussleitungen 14 verbunden, über
welche die Koagulationselektroden 12, 13 mit unterschiedlichen Polen
des Hochfrequenz-Generators 15 elektrisch gekoppelt sind.
Im distalen und proximalen Bereich sind die Koagulationselektroden
von einem elektrischen Isolator 16 umgeben. Bei der Ausführungsform
der 2 und 3 ist der Isolator 16 als
eine Kunststoffbeschichtung ausgebildet. Andere Ausführungen,
wie z. B. eine Keramikummantelung, sind selbstverständlich
möglich. In einem Arbeitsbereich 24 des Instruments 1 sind
die Koagulationselektroden 12, 13 nicht vom Isolator 16 bedeckt,
im Arbeitsbereich 24 kann somit das Gewebe koaguliert werden.
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Im
Betrieb des erfindungsgemäßen Instruments 1 wird
zwischen den beiden Koagulationselektroden 12, 13 eine
bipolare Wechselspannung angelegt, durch die mit den Koagulationselektroden 12, 13 im
Arbeitsbereich 24 verbundenes Gewebe koaguliert werden
kann. Ein Kurzschluss durch Berührung der Koagulationselektroden 12, 13 ist
zum Einen durch deren bewegungsstarre Verbindung zum Schaft 2 und
zum Anderen durch die Herstellung aus einem nur gering elastischen
Material, wie beispielsweise Edelstahl, ausgeschlossen.
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Das
in der geschlossenen Position zwischen den Koagulationselektroden 12, 13 eingetauchte Klemmmaulteil 7 ist über
ein Drehgelenk beweglich mit dem Schaft 2 ver bunden. So
kann das Klemmmaulteil 7 in einer Bewegungsrichtung B von
der geschlossenen Position in 2 in die
offene Position in 3 geschwenkt werden. Das Klemmmaulteil 7 ist
derart mit dem Schaft 2 verbunden, dass es sich innerhalb
einer in Längsrichtung L verlaufenden Bewegungsebene 18 bewegt. Über
nicht dargestellte im Innern des Schaftes 2 verlaufende
mechanische Verbindungselemente ist das Klemmmaulteil 7 mit
dem beweglichen Griffteil 10 des Handstücks 4 verbunden.
Ein in Längsrichtung L nasenförmig vorstehender
Anschlag 19 begrenzt die Bewegung des Klemmmaulteils 7 in
Richtung zur geschlossenen Position. Der Anschlag 19 kann
selbstverständlich auch an anderer Stelle und/oder in anderer
Form vorgesehen sein.
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Das
Klemmbauteil 7 ist hier als eine im Wesentlichen rechteckige
Platte mit parallel verlaufenden seitlichen Klemmflächen 20 und
abgerundeten Kanten ausgeformt. An der in der Bewegungsrichtung
B zum Koagulationsmaulteil 8 weisenden Unterseite umfasst
das Klemmbauteil 7 eine Schneidelektrode 21. Die
Schneidelektrode 21 verläuft bei der Ausführungsform
in 2 und 3 über die gesamte
Länge des Klemmbauteils 7 und über die
gesamte Länge des Arbeitsbereichs 24. In der Ausführungsform
der 2 und 3 weist die Schneidelektrode 21 einen
rechteckigen Querschnitt auf und ist in eine Nut im Klemmmaulteil 7 eingesetzt.
Zur Befestigung ist die Schneidelektrode 21 in die Nut
eingepresst oder eingeklebt. Dabei ist die Schneidelektrode 21 so
eingesetzt, dass nur ein kleiner Teil aus der Nut heraussteht. Daher
ist die freiliegende aktive Oberfläche 22 der
Schneidelektrode 21 wesentlich kleiner als die aktive Oberfläche 23 der
Koagulationselektroden 12, 13.
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Die
Schneidelektrode 21 ist über eine weitere im Innern
des Schafts 2 verlaufende Anschlussleitung 14 mit
dem Hochfrequenz-Generator 15 verbunden.
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Im
Folgenden wird die Funktionsweise der Ausführungsform der 2 und 3 anhand
der schematischen Darstellung in 10 beschrieben. 10 zeigt
ein ähnliches Instrument 1 wie das aus 2.
Der einzige Unterschied zum Instrument in 2 ist, dass
die Schneidelektrode 21 in 10 als Drahtelektrode
mit rundem Querschnitt ausgestaltet ist. Die im Folgenden beschriebenen
Funktionen sind gleich. 10 zeigt
das Instrument 1 im Schnitt in der geschlossenen Klemmposition,
in der Gewebe 25, z. B. eine Ader, im Arbeitsbereich 24 zwischen den
Maulteilen 7, 8 halbwellen förmig, insbesondere U-förmig
eingeklemmt ist. Um in die geschlossene Klemmposition zu kommen,
wird das instrument zunächst in die offene Position bewegt
und das Gewebe 25 mit der geöffneten Greifvorrichtung 6 umschlossen.
Durch Betätigen des beweglichen Griffteils 10 bewegt
sich die Greifvorrichtung in die geschlossene Position und greift
dabei das Gewebe 25 und klemmt es zwischen den Maulteilen 7, 8 halbwellenförmig
ein.
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Gut
erkennbar ist in 10, wie die Maulteile 7, 8 ineinandergreifen.
Bei der Bewegung von der offenen in die geschlossene Klemmposition
taucht das Klemmmaulteil 7 immer weiter in das Koagulationsmaulteil 8 ein.
In der geschlossenen Klemmposition hat die Unterkante des Klemmmaulteils 7 die
Unterkante der Koagulationselektrode 13 überfahren
und überragt sie. Durch diese Anordnung wird das Gewebe 25 in
der geschlossenen Klemmposition zwischen den Maulteilen 7, 8 im
Wesentlichen U-förmig eingeklemmt. Das Gewebe 25 wird
vom Klemmmaulteil 7 in das Aufnahmefenster 17 zwischen
den Koagulationselektroden 12, 13 geschoben und
dabei rechteck- oder U-förmig gefaltet, d. h. das Gewebe 25 wird straff
um das Klemmmaulteil 7 gespannt. Die U- oder Rechteckform
rührt von der Außenform des Klemmmaulteils 7 her,
welches in dieser Ausführungsform eine rechteckförmige
Außenkontur hat. Beim Hereinschieben werden die Koagulationselektroden 12, 13 quer
zur Bewegungsrichtung B vom Stapel aus Gewebe 25 und Klemmmaulteil 7 auseinandergedrückt. Dabei
wird das gespannte Gewebe 25 zusätzlich komprimiert,
so dass beispielsweise bei einer Ader Blut aus den Koagulationsbereichen 27a, 27b herausgedrückt
wird.
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Die
zueinander im Wesentlichen unbeweglichen Koagulationselektroden 12, 13 bilden
beidseitig des Klemmmaulteils 7 und beidseitig der Bewegungsebene 18 jeweils
Elektrodenanordnungen 26a, 26b aus. Jede Elektrodenanordnung 26a, 26b weist elektrisch
getrennte Koagulationselektroden 12, 13 unterschiedlichen
Potentials auf. Zur besseren Veranschaulichung der entgegengesetzten
Potentiale ist der Koagulationselektrode 12 ein Pluszeichen
+ und der Koagulationselektrode 13 ein Minuszeichen – zugeordnet,
obwohl das Instrument 1 selbstverständlich mit
einer Wechselspannung betrieben wird, bei der sich die Polarität
ständig umkehrt. Beim bipolaren Koagulieren fließt
der Strom innerhalb der beiden Elektrodenanordnungen 26a, 26b zwischen
den Koagulationselektroden 12, 13. Somit wird
das eingespannte Gewebes 25 in zwei voneinander getrennten Koagulationsbereichen 27a, 27b koaguliert.
In einem Schneidbereich 31 zwischen den Koagulationsbereichen 27a, 27b ist
das Gewebe 25 nicht oder zumindest weniger koaguliert als
in den Koagulationsbereichen 27a, 27b, da hier
kein oder wenig Stromfluss stattfindet. Die Elektrodenanordnungen 26a, 26b sind
auf beiden Seiten der Bewegungsebene 18 vorgesehen.
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Die
Koagulationselektroden 12, 13 sind so angeordnet,
dass sie in der Klemmposition ohne eingespanntes Gewebe 25 einen
sehr geringen oder keinen Abstand zum Klemmmaulteil 7 haben.
Wenn Gewebe 25 zum Koagulieren eingeklemmt wird wie in 10,
werden die Koagulationselektroden 12, 13 nach
außen, quer zur Bewegungsrichtung B vom Klemmmaulteil 7 weg
gedrückt. Die so elastisch verformten Koagulationselektroden 12, 13 drücken
bei eingeklemmten Gewebe 25 zurück in Richtung
des Klemmmaulteil 7 und erzeugen eine Druckkraft F auf das
Gewebe 25. Es hat sich gezeigt, dass diese quer zur Bewegungsrichtung
B wirkende Druckkraft F das Koagulationsergebnis positiv beeinflusst.
Daher ist in den Gewebebereichen um die Koagulationselektroden 12, 13,
auf welche die Druckkraft F einwirkt, das Gewebe 25 stärker
koaguliert als in den übrigen Bereichen. Durch die runden
oder gekrümmten Klemmflächen der Koagulationselektroden 12, 13,
mit denen das Gewebe 25 gegen das Klemmmaulteil 25 gedrückt
wird, ist die Druckfläche gering. Die geringe Druckfläche
führt zusätzlich zu einer vorteilhaften Erhöhung
der Druckkraft F.
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Nachdem
das Gewebe 25 in den Koagulationsbereichen 27a, 27b koaguliert
ist, kann es im Schneidbereich 31, wo auch die Schneidelektrode 21 vorgesehen
ist, zwischen den beiden Koagulationsbereichen 27a, 27b durchtrennt
werden. Dazu wird eine geeignete Hochfrequenzspannung zwischen der
Schneidelektrode 21 und der nächstgelegenen Koagulationselektrode 13 angelegt.
Daraufhin zündet an der Schneidelektrode 21 ein
Lichtbogen, der das Gewebe durchtrennt. Der Lichtbogen entsteht
an der Schneidelektrode 21 und nicht an der Koagulationselektrode 13,
weil die Stromdichte an der wesentlich kleineren aktiven Oberfläche 22 der
Schneidelektrode 21 wesentlich größer
ist. Bei dem erfindungsgemäßen Instrument 1 sind
die Elektrodenanordnungen 26a, 26b so platziert,
dass sie das Gewebe 25 im Schneidbereich 31 nicht
oder nur wenig koagulieren.
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Im
Folgenden wird eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Instruments 1 mit Bezug auf die 4 bis 6 beschrieben.
Der Einfachheit halber wird nur auf die Unterschiede zu den zuvor
beschriebenen Ausführungsformen eingegangen.
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Im
Unterschied zu den vorher beschriebenen Ausführungsformen
ist das Instrument 1 der 4 bis 6 als
sogenannte Maryland Ausführung ausgeformt. Das heißt
die Maulteile 7, 8 sind gleichmäßig
zu einer Seite gebogen, was insbesondere beim endoskopischen Einsatz
den Vorteil hat, dass der Arzt das distale Ende der gebogenen Greifvorrichtung 6 beim
Blick durch das Endoskop besser sehen kann. Die Erfindung ist für
die Maryland Ausführung besonders geeignet, weil das über
die gesamte Länge des Arbeitsbereichs 24 verlaufende
Schneidelement 21 unbeweglich angeordnet werden kann. Somit
ist keine Vorschubbewegung nötig, deren Realisierung bei
Instrumenten aus dem Stand der Technik oft problematisch ist.
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Weiterhin
ist der Isolator 16 in 4 bis 6 nur
im proximalen Bereich der Koagulationselektroden 12, 13 angeordnet.
Der distale Bereich der Koagulationselektroden 12, 13 ist
nicht isoliert und bildet ein Koagulationsende 28 des Instruments 1 aus.
Das Koagulationsende 28 kann vom Arzt zur bipolaren Koagulation
auch von nicht gegriffenem Gewebe verwendet werden.
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Wie
in 4 dargestellt, weisen die Koagulationselektroden 12, 13 im
Innern jeweils ein Lumen 29 auf. Das Lumen 29 kann
mit einer geeigneten Kühlflüssigkeit durchspült
werden, um die Koagulationselektroden im Betrieb zu kühlen.
An der Innenwand des Lumens 29 ist eine elektrische Isolationsschicht 30 aufgebracht,
damit die Kühlflüssigkeit keinen Kurzschluss verursacht.
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Im
Folgenden wird eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Instruments 1 mit Bezug auf die 7 und 8 beschrieben.
Der Einfachheit halber wird nur auf die Unterschiede zu den zuvor
beschriebenen Ausführungsformen eingegangen.
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Im
Unterschied zu den vorher beschriebenen Ausführungsformen
sind beim Instrument 1 der 7 und 8 elektrisch
isolierende Abstandhalter 30 zwischen den Koagulationselektroden 12, 13 im Arbeitsbereich 24 angeordnet.
Die Abstandhalter 30 können beispielsweise aus
einem geeigneten Kunststoff hergestellt sein und fixieren die Koagulationselektroden 12, 13 zueinander.
So kann ein Kurzschluss durch ein Berühren der Elektrodenflächen noch
sicherer ausgeschlossen werden.
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Ferner
weist das Klemmmaulteil 7 quer zur Längsrichtung
angeordnete Rippenelemente 32 auf, die nach außen
in Richtung der Koagulationselektroden 12, 13 vorstehen.
Durch die Rippenelement 32 kann Gewebe 25 besser
in der Greifvorrichtung 6 gehalten werden.
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Im
Folgenden wird eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Instruments 1 mit Bezug auf die 9 beschrieben.
Der Einfachheit halber wird nur auf die Unterschiede zu den zuvor
beschriebenen Ausführungsformen eingegangen.
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Im
Unterschied zu den vorher beschriebenen Ausführungsformen
ist beim Instrument 1 der 9 das feststehende
Koagulationsmaulteil 8 innerhalb des beweglichen Klemmmaulteils 7 angeordnet.
Ferner ist die Schneidelektrode 21, wie die Koagulationselektroden 12, 13,
am Koagulationsmaulteil 8 vorgesehen. Dies hat den Vorteil,
dass sämtliche mit Strom zu versorgenden Teile am gleichen
feststehenden Maulteil 8 angeordnet sind und somit keine
HF Energie auf bewegte Teile geleitet werden muss. Die halbrund
ausgebildeten Koagulationselektroden 12, 13 sind
auf dem ansonsten aus einem elektrisch isolierenden Material hergestelltem
Koagulationsmaulteil 8 aufgesetzt.
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Im
Folgenden wird eine weitere Ausführungsform des erfindungsgemäßen
Instruments 1 mit Bezug auf die 11 beschrieben.
Der Einfachheit halber wird nur auf die Unterschiede zu den zuvor
beschriebenen Ausführungsformen eingegangen.
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11 zeigt
das Instrument 1 im Schnitt in der geschlossenen Klemmposition,
in der Gewebe 25, z. B. eine Ader, im Arbeitsbereich 24 zwischen den
Maulteilen 7, 8 V-förmig eingeklemmt
ist. Das erfindungsgemäße Instrument 1 in 11 weist
im Unterschied zu den zuvor genannten Ausführungsformen
ein keilförmiges, also V-förmiges Klemmmaulteil 7 auf.
Die beiden Koagulationselektroden 12, 13 des Koagulationsmaulteils 8 sind
entsprechend komplementär zu den Klemmflächen
des Klemmmaulteils 7 angeordnet, so dass das Gewebe 25 V-förmig
eingeklemmt wird. Die Schneidelektrode 21 ist an der Spitze
des keilförmigen Klemmmaulteils 7 plat ziert, an der
das Gewebe im geklemmten Zustand am stärksten Gespannt
ist und dadurch besonders leicht durchtrennt werden kann. Durch
das keilförmige Klemmmaulteil 7, das neben einer
Kraftkomponente in der Bewegungsrichtung B auch mit einer Kraftkomponente
quer zur Bewegungsebene B gegen die Koagulationselektroden 12, 13 drückt,
kann das Gewebe besonders leicht gegriffen werden. Daher kann der
Arzt das Instrument dieser Ausführungsform auch gleichzeitig
als einfaches Greifinstrument nutzen. Dies hat den Vorteil, dass
der Arzt das Instrument nicht wechseln muss, wenn er ein Greifinstrument
benötigt.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - WO 99/40861
A1 [0002, 0008]
- - WO 99/23960 A1 [0002, 0008]