DE69625716T2

DE69625716T2 - Biomedizinische, klebende elektrode und anwendungsverfahren

Info

Publication number: DE69625716T2
Application number: DE69625716T
Authority: DE
Inventors: G. Samuel NETHERLY
Original assignee: Minnesota Mining and Manufacturing Co
Current assignee: 3M Co
Priority date: 1996-05-10
Filing date: 1996-09-16
Publication date: 2004-04-08
Anticipated expiration: 2016-09-17
Also published as: US5947961A; DE69625716D1; WO1997043007A1; CN1217666A; EP0957989B1; JP2000510725A; CN1178714C; EP0957989A1; AU7361396A

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein biomedizinische Elektroden des Typs, der Ströme auf einen Körper überträgt oder Ströme von einem Körper empfängt, wie dispersive Elektroden, die verwendet werden, um Strom vom Körper eines Patienten bei der Elektrochirurgie zurückzuführen, oder Herzstimulationselektroden, die verwendet werden, um Strom auf den Körper eines Patienten zu übertragen.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Biomedizinische Elektroden werden bei einer Vielzahl von Anwendungen eingesetzt, und sie sind so konfiguriert, daß sie entsprechend der Größe, dem Typ und der Richtung des in den Körper eines Patienten oder aus diesem heraus fließenden Stroms arbeiten.
Dispersive Elektroden werden bei der Elektrochirurgie verwendet. In der modernen chirurgischen Praxis tritt es häufig auf, daß die Elektrochirurgie der Verwendung eines herkömmlichen Skalpells vorzuziehen ist. Bei der Elektrochirurgie wird das Schneiden durch einen intensiven elektrischen Strom ausgeführt, der durch eine Schneidelektrode fließt. Der Chirurg richtet diesen Strom genau auf die Stelle, an der geschnitten werden soll, indem er die Schneidelektrode führt, die wegen ihrer zylindrischen Form und der Art, in der sie in der Hand gehalten wird, gewöhnlich als ein "elektrochirurgischer Stift" bezeichnet wird. Durch Aktivieren von Steuerungen, die die Eigenschaften des von einem elektrochirurgischen Generator zum Stift gesendeten elektrischen Stroms ändern, kann der Chirurg den Stift verwenden, um entweder zu schnei den oder blutende Bereiche zu koagulieren. Dies macht die Elektrochirurgie besonders zweckmäßig, wenn eine Chirurgie ausgeführt wird, bei der eine zusätzliche Kontrolle des Blutverlusts erforderlich ist. Wegen der Bestrebungen, die Übertragung vom Blut ausgehender Krankheiten zwischen Patienten und Klinikpersonal zu minimieren, wird die Elektrochirurgie zunehmend wichtig.
Bei der Elektrochirurgie muß wie in allen Situationen, in denen elektrischer Strom fließt, ein geschlossener Stromkreis zur Stromquelle und von dieser bereitgestellt werden. In diesem Fall muß der Strom, der am Stift in den Körper eintritt, diesen an einem anderen Ort verlassen und zum Generator zurückkehren. Es wird leicht verständlich sein, daß große Sorgfalt getragen werden muß, wenn ein zum absichtlichen Schneiden ausreichender Strom an einem Ort in den Körper eines Patienten eingebracht wird, daß dem Patienten an dem Ort, wo dieser Strom den Körper verläßt, nicht versehentlich ein Schaden zugefügt wird. Die Aufgabe des sicheren Aufnehmens des Rückkehrstroms wird durch eine dispersive Elektrode erfüllt.
Eine dispersive Elektrode erfüllt diese Aufgabe durch Bereitstellen eines großen Oberflächenbereichs, durch den der Strom fließen kann, wobei derselbe Strom, der die Schneidintensität aufwies, als er auf den kleinen Oberflächenbereich an der Spitze des Stifts fokussiert war, verhältnismäßig harmlos ist, wenn er über den großen Oberflächenbereich der dispersiven Elektrode ausgebreitet ist, damit er für den Patienten schmerzlos ist.
Leider hat jede Geometrie des großen Oberflächenbereichs einen Rand und möglicherweise ausgeprägte Ecken oder Übergänge, an denen durch die erhöhte Stromdichte an diesen Orten hervorgerufene "Randeffekte" während der Verwendung durch den Patienten einen maximalen Temperaturanstieg hervorrufen können, wodurch diese dispersive Elektrode oder Herzstimulationselektrode für den Patienten höchst unangenehm wird.
Die Verwendung dispersiver biomedizinischer Elektroden muß der Größe der Elektrode bezüglich des Orts von Rändern Rechnung tragen, an denen die Stromdichte am höchsten ist und an denen der Patient infolge dieser Stromdichte in benachbartem Gewebe ein Unbehagen spürt.
Die gleichen Schwierigkeiten hinsichtlich des Randeffekts sind auch bei Herzstimulationselektroden, wie jenen, die zur Defibrillation, zur externen Stimulation oder zur Kardioversion verwendet werden, vorhanden. Für einen Patienten, der bereits ein gewisses Unbehagen spürt oder dessen Gesundheit angeschlagen ist, sind Schmerzen, die ausgerechnet vom medizinischen Gerät ausgehen, das den Patienten behandeln soll, im besten Fall störend.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Das Auftreten von Randeffekten an dispersiven Elektroden und Herzstimulationselektroden ist ein wohlbekanntes und gut dokumentiertes Phänomen und teilweise auf die Tatsache zurückzuführen, daß der Strom auf widerstandsbehafteten dispersiven oder stimulierenden Elektroden nicht gleichmäßig verteilt wird. Diese Elektroden müssen ziemlich groß sein, um richtig zu arbeiten, ohne daß während der Verwendung eine übermäßige Erwärmung von Geweben des Patienten auftritt.
Diese Erfindung ist durch die Merkmale aus den Ansprüchen gekennzeichnet und löst Probleme für solche Elektroden, die ein übermäßiges Erwärmen von Gewebe des Patienten während der Verwendung hervorrufen können, indem ein stark hydrophiler Klebstoff auf einen Hautbereich aufgebracht wird, der größer ist als das leitende Element (die leitenden Elemente) der Elektrode. Vorzugsweise ist der hydrophile Klebstoff auch ionisch leitend.
Der Hauptzweck dieses hydrophilen Klebstoffs, der sich über den Umkreis des leitenden Elements (der leitenden Elemente) der Elektrode hinaus erstreckt, besteht nicht darin, eine bessere Ionenleitfähigkeitsfläche zum Übertragen elektrischer Signale an der Grenzfläche zwischen der Elektrode und der Haut des Patienten bereitzustellen, wenngleich die Verwendung eines hydrophilen, leitenden Klebstoffs diesen zusätzlichen Vorteil haben kann.
Unerwarteterweise besteht der Hauptzweck dieses sich über den Umkreis des leitenden Elements (der leitenden Elemente) erstreckenden hydrophilen Klebstoffs darin, den Wassergehalt des Klebstoffs mit dem Wassergehalt der Epidermis ins Gleichgewicht zu bringen, wobei dies in erster Linie durch Absorbieren von Wasser von der Epidermis der Haut erfolgt, und zu bewirken, daß die Impedanz der Epidermis so erhöht wird, daß der Strom, der an der Grenzfläche zwischen der Haut und der Elektrode fließt, gleichmäßiger in den Geweben des Patienten verteilt wird, die die Elektrode berühren.
Mit anderen Worten besteht die Aufgabe dieser Erfindung darin, eine dispersive Elektrode zu entwickeln, die die Impedanzeigenschaften der Gewebe des Patienten ändert, um den Randeffekt zu verringern, unabhängig davon, ob dieser wegen der den Körper des Patienten verlassenden elektrochirurgischen Stromdichte oder wegen der in den Körper des Patienten eintretenden Herzstimulations-Stromdichte auftritt.
Die biomedizinische Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung hat einen Umkreis bzw. Umfang, der einen Bereich mindestens eines leitenden Elements definiert, und ein Feld eines hydrophilen Klebstoffs, das einen sich über den Umfang jedes leitenden Elements erstreckenden Bereich aufweist, wobei der Klebstoff aus einer Zusammensetzung formuliert sein kann, die das schnelle im wesentlichen Ins-Gleichgewicht-Bringen den Klebstoff berührender epidermaler Gewebe eines Patienten (beispielsweise durch Absorption von Wasser aus diesen) unterstützt.
Das im wesentlichen herbeigeführte Gleichgewicht bedeutet nicht, daß der Wassergehalt im Klebstoff dem Wassergehalt in der Epidermis gleicht. Vielmehr stabilisiert sich an irgendeinem Punkt der Ausgleich zwischen dem Wassergehalt im Klebstoff und dem Wassergehalt in der Epidermis.
Ein leitendes Element ist bei Herzstimulationselektroden und dispersiven Elektroden üblich, wenngleich mindestens zwei leitende Elemente für dispersive Elektroden bevorzugt sind.
Die Zeit bis zum im wesentlichen herbeigeführten Gleichgewicht kann von mehreren Faktoren abhängen, zu denen die Gesundheit des Patienten, der Ort am Körper, die Umgebungsfeuchtigkeit, die Klebstofformulierung, die Einschlußfähigkeit der Unterlage, das Vorhandensein von Ionenarten im Klebstoff und dergleichen gehören. Die Klebstofformulierung kann ausreichend sein, um ein schnelles im wesentlichen Ins-Gleichgewicht-Bringen des Wassergehalts in der Epidermis mit dem Wassergehalt im hydrophilen Klebstoff über den Umfang jedes leitenden Elements hinaus zuzulassen. Das Vorhandensein von Ionenarten kann den Wassertransport in die Epidermis oder aus dieser heraus entweder fördern oder verringern. Die natürliche Bewegung von Wasser bis zum im wesentlichen herbeigeführten Gleichgewicht beginnt mit dem Kontakt zwischen dem Klebstoff und der Epidermis. Wünschenswerterweise beträgt die Dauer des schnellen im wesentlichen Ins-Gleichgewicht-Bringens lediglich etwa 5 Minuten. Bevorzugt kann die Dauer größer als etwa 10 Minuten und kleiner als etwa 35 Minuten sein. Am bevorzugtesten kann die Dauer zwischen etwa 20 Minuten und etwa 30 Minuten liegen. Die Dauer bis zum schnellen im wesentlichen herbeigeführten Gleichgewicht sollte minimal sein, jedoch auch ausreichen, um die Aufgabe der vorliegenden Erfindung zu erfüllen.
Gemäß bevorzugten Ausführungsformen hat die biomedizinische Elektrode gemäß der Erfindung einen Körperkontaktabschnitt, der einen Umfang des hydrophilen Klebstoffs definiert, welcher größer ist als der Umfang des leitenden Elements (der leitenden Elemente) der Elektrode.
Vorzugsweise ist der Klebstoff ein biologisch verträglicher, druckempfindlicher Klebstoff und am bevorzugtesten ein ionisch leitender, biologisch verträglicher, druckempfindlicher Klebstoff.
Es gibt ein optionales Feld eines verlustbehafteten dielektrischen Materials zwischen der Leiterplatte und einer Fläche der Elektrode, das in Kontakt mit dem Körper eines Patienten stehen kann. Diese optionale Schicht hilft dabei, den Betrag des maximalen Temperaturanstiegs zu verringern, der durch den elektrochirurgischen Strom hervorgerufen wird.
Ausführungsformen der Erfindung werden unter Verwendung der folgenden Zeichnungen beschrieben.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
Die Bezugszahlen bezeichnen in den verschiedenen Ansichten gleiche Teile, wobei
1 eine perspektivische Bodenansicht einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform der dispersiven Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung ist,
2 eine Ansicht eines entlang Schnittlinien 2-2 in 1 vorgenommenen Schnitts ist,
3 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist,
4 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist,
5 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist,
6 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist,
7 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist, und
8 ein Thermogramm zum Vergleich des Randeffekts zwischen einer Elektrode gemäß der vorliegenden Erfindung und einer herkömmlichen Elektrode ist.
AUSFÜHRUNGSFORMEN DER ERFINDUNG
1 zeigt eine perspektivische Bodenansicht der dispersiven Elektrode 10. Die obere Fläche der Elektrode 10, die in dieser Bodenansicht auf der fernen Seite liegt, ist eine elektrisch nichtleitende Unterlage 12, die flexibel und anpaßbar sein kann. Mindestens eine Leiterplatte ist für den elektrischen Kontakt mit dem Körper eines Patienten erforderlich. Gemäß dieser Ausführungsform sind zwei Leiterplatten 14 und 16 entlang einer Längsachse Y-Y vorhanden, die mit einer benachbarten Schnittlinie 2-2 übereinstimmt, und sie können an die elektrisch nichtleitende Unterlage (Träger) 12 angeklebt werden. Zwei getrennte Leiterplatten sind bevorzugt, weil sie bei einer Kontaktqualitätsüberwachungs-Schaltungsanordnung ("CQM-Schaltungsanordnung") nützlich sind, weil die Impedanz zwischen den Leiterplatten 14 und 16 durch die vorstehend erwähnten CQM-Schaltungen gemessen wird.
Jede der zwei Leiterplatten 14 und 16 hat einen vorstehenden Ansatz 18 bzw. 20, der sich vom Körperkontaktabschnitt 22 der Elektrode 10 fort erstreckt, um eine Kabelanordnung anzubringen, die die Elektrode 10 mit einem elektrochirurgischen Generator (nicht dargestellt) verbindet. Wenn auf der Unterlage 12 nur eine Leiterplatte vorhanden ist, gibt es nur einen vorstehenden Ansatz. Um die Leiterplatten 14 und 16 und insbesondere ihre jeweiligen Ansätze 18 und 20 besser zu unterstützen, kann eine nichtleitende Unterstützungsschicht 24 auf die Leiterplatten laminiert werden.
Der Bereich neben dem Außenrand 25 des Körperkontaktabschnitts 22 der Elektrode 10 ist mit einer Schicht 26 aus einem verlustbehafteten dielektrischen Material bedeckt. Gemäß der Ausführungsform aus 1 ist die Breite der Schicht 26 aus einem verlustbehafteten dielektrischen Material an den Ecken 28 am größten und entlang dem Rand 30 in der Mitte zwischen den Ecken am geringsten. Nach gegenwärtigem Verständnis dient diese Anordnung der Schicht 26 am besten dazu, Randeffekte an den Ecken 28 der dispersiven Elektrode zu verringern.
Vorzugsweise ist der ganze Körperkontaktabschnitt 22 der Elektrode 10 zur einfachen Herstellung mit einem Feld 32 eines hydrophilen, ionisch leitfähigen, druckempfindlichen Klebstoffs bedeckt. Viele Verbindungen, die zur Verwendung für das Feld 32 aus leitfähigem Klebstoff geeignet sind, sind transparent oder zumindest durchscheinend und wurden in 1 im Interesse des Bereitstellens einer erklärenden Zeichnung auf diese Weise dargestellt. Das Feld 32 aus Klebstoff dient dazu, die Elektrode 10 an den Körper des Patienten anzukleben. Wenn das Feld 32 aus Klebstoff besteht, der ionisch leitfähig ist, wie es für die Abschnitte des Felds 32 der Fall sein sollte, die die Platten 14 und 16 berühren, hat das Feld auch den Zweck, den elektrochirurgischen Strom zwischen dem Körper des Patienten und der Elektrode für elektrochirurgische Ströme und zwischen der Elektrode und dem Körper zur CQM-Überwachung zu übertragen.
Jede der Leiterplatten 14 und 16 hat einen Innenrand 33 bzw. 35, der entlang der Längsachse Y-Y verläuft, wie in 1 dargestellt ist. Jeder der Ränder 33 und 35 oder einer von ihnen kann parallel, gekrümmt oder auf andere Weise nicht parallel zum entgegengesetzten Rand verlaufen, so daß eine konkav nach innen gerichtete Einkerbung bezüglich der Längsachse Y-Y erzeugt wird. Vorzugsweise haben beide Ränder 33 und 35 gekrümmte Geometrien bezüglich der Längsachse, was zu einer doppelt konkaven nach innen gerichteten Einkerbung symmetrisch zur Längsachse führt. Bevorzugter ist die doppelt konkave nach innen gerichtete Einkerbung auch um eine zur Längsachse senkrechte Achse symmetrisch, wobei die zweite Achse eine Breitenachse X-X ist, die im wesentlichen in gleichem Abstand von den Rändern des Körperkontaktabschnitts 22 senkrecht zur Längsachse steht. Bevorzugt ist, wie in 1 dargestellt ist, an dem Punkt, an dem die Längsachse Y-Y und die Breitenachse X-X einander senkrecht kreuzen, der nicht-leitende Spalt zwischen den Rändern 33 und 35 maximal.
Es wird verständlich werden, daß an einem Punkt A, der sich in einer Entfernung vom Außenrand 25 des Körperkontakt abschnitts 22 der biomedizinischen Elektrode 10 befindet, der die leitfähigen Platten 14 und 16 trennende minimale Abstand erheblich größer ist als der die leitfähigen Platten trennende minimale Abstand an einem Punkt B, der näher zum Außenrand des Körperkontaktabschnitts liegt.
2 zeigt eine Ansicht eines entlang Schnittlinien 2-2 vorgenommenen Schnitts durch die in 1 dargestellte Elektrode. In dieser Ansicht ist ein ablösbares Kaschierpapier 34 dargestellt, das am Feld 32 aus hydrophilem Klebstoff haftet. In den Abschnitten der Elektrode 10, in denen das Klebstoffeld 32 eine oder mehrere leitfähige Platten 14 und 16 berührt, ist das Klebstoffeld 32 auch ionisch leitfähig. Das ablösbare Kaschierpapier 34 schützt den Klebstoff während des Versendens und der Handhabung, und es wird erst kurz vor der Verwendung entfernt. In dieser Ansicht ist dargestellt, daß eine Klebstoffschicht 36 die Unterstützungsschicht 24 an die Leiterplatte 14 und ihren vorstehenden Ansatz 18 klebt. Eine andere Klebstoffschicht 38 ist bereitgestellt; um die elektrisch nicht-leitfähige Unterlage 12 auf die andere Seite der Unterstützungsschicht 24 zu kleben.
Elektrisch nicht-leitfähige Unterlage (Träger) Die elektrisch nicht-leitfähige Unterlage 12 kann elektrisch isolierend sein, und sie ist vorzugsweise gut an die verschiedenen Konturen des Säugerkörpers anpaßbar. Es wird dem Fachmann offensichtlich sein, daß zu diesem Zweck viele Materialien verwendet werden können. Gemäß einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform wird ein Schaumstoff mit geschlossenen Zellen als besonders geeignet angesehen. Ein solches Material ist im Handel als Schaumstoff der Marke Volara von Voltek, Inc. aus Massachusetts erhältlich. Die elektrisch nicht-leitfähige Unterlage kann eine von etwa 0,75 mm (0,03 Zoll) bis etwa 1,5 mm (0,06 Zoll) reichende und bevorzugt 1,0 mm (0,04 Zoll) betragende Dicke aufweisen.
Leiterplatten und Unterstützungsschicht
Die Leiterplatten 14 und 16 bestehen zweckmäßigerweise aus Metall, vorzugsweise in Form einer Folie, einer metallhaltigen oder graphithaltigen Beschichtungstinte oder -farbe oder eines dampfbeschichteten Metalls und am bevorzugtesten einer Aluminiumfolie. Falls keine Unterstützungsschicht 24 verwendet wird, wird eine Dicke von etwa 0,08 mm (0,0003 Zoll) als bevorzugt angesehen. Falls eine Unterstützungsschicht 24 verwendet wird, kann die Metallfolie oder das dampfbeschichtete Metall wegen der von der Unterstützungsschicht bereitgestellten Unterstützung dünner sein. Eine geeignete Unterstützungsschicht 24 kann aus einem Polyethylenterephthalat-Film (PET-Film) bestehen, der zweckmäßigerweise etwa 0,05 mm (0,002 Zoll) dick ist. Dies ermöglicht es, daß die Dicke der Aluminiumschicht zwischen etwa 0,0075 mm (0,0003 Zoll) und etwa 0,025 mm (0,001 Zoll) liegt und bevorzugt 0,012 mm (0,0005 Zoll) beträgt, oder es wird dadurch ermöglicht, daß das dampfbeschichtete Metall eine minimale Dicke von etwa 1000 Angstrom aufweist. Ein Beispiel eines dampfbeschichteten Metalls auf einem Substrat kann der PCT-Veröffentlichung WO 94/26950 entnommen werden.
Hydrophiler Klebstoff
Jeder der gemäß der vorliegenden Erfindung verwendbaren hydrophilen Klebstoffe bzw. Kleber sollte mit Säugerhaut biologisch verträglich sein und kann sowohl in ionisch leitfähigen als auch in nicht-leitfähigen Ausführungsformen formuliert werden. Die ionisch leitfähigen Klebstoffe sind in Kontakt sowohl mit Säugerhaut als auch mit den Leiterplatten 14 und 16 verwendbar. Die nicht-leitfähigen Klebstoffe können jenseits des Umfanges der Leiterplatten 14 und 16 verwendet werden.
Wenn die Kosten eines einzelnen Felds 32 aus hydrophilem, ionisch leitfähigem, biologisch verträglichem, druckempfindlichem Klebstoff nicht größer sind als die Kosten während der Herstellung beim Aufbringen zweier verschiedener Klebstoff typen, die das Feld 32 bilden, wird vorzugsweise selbst dann ein einzelnes Feld verwendet, wenn die ionische Leitfähigkeit im Umkreisabschnitt des Felds 32, der die Leiterplatten 14 und 16 nicht berührt, nicht vorhanden sein muß.
Nicht einschränkende Beispiele hydrophiler Klebstoffe, die in Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, umfassen jene Zusammensetzungen, die in US-A-4 524 087 (Engel), US-A-4 539 996 (Engel), US-A-4 848 353 (Engel) und US-A-5 133 356 (Bryan u. a.), US-A-5 225 473 (Duan), US-A-5 276 079 (Duan u. a.), US-A-5 338 490 (Dietz u. a.), US-A-5 362 420 (Itoh u. a.), US-A-5 385 679 (Uy u. a.), den anhängigen und gemeinsam übertragenen Anmeldungen gemäß PCT-Veröffentlichungen WO 95/20634 und WO 94/12585 und in den PCT-Patentanmeldungen US95/17079, US95/16993 und US95/16996 offenbart sind. Weitere nicht einschränkende Beispiele hydrophiler Klebstoffe, die keine ionisch leitfähigen Eigenschaften aufweisen, jedoch für den Umkreisabschnitt des Felds 32 verwendbar sind, umfassen jene aus US-A-4 871 812 und US-A-5 407 717 (beide von Lucast u. a.), US-A-4 981 903 und Re 34958 (beide von Garbe u. a.), US-A-5 009 224 (Cole), US-A-5 232 838 (Nelson u. a.) und US-A-5 270 358 (Asmus), jene aus der PCT-Veröffentlichung WO 95/27016 und Klebstoffe, die im Handel von Medical Specialties Department of 3M Health Care, 3M Company, St. Paul, MN, erhältlich sind.
Ablösbares Kaschierpapier
Das ablösbare Kaschierpapier 34 kann jede beliebige Konstruktion aufweisen, die zum Schützen des leitfähigen Klebstoffs 32 während des Versendens und der Handhabung geeignet ist, wobei es jedoch bei der Verwendung noch leicht vom leitfähigen Klebstoff ablösbar ist. Ein geeignetes Kaschierpapier ist eine 0,05 mm (0,002 Zoll) dicke Lage eines zweiachsig orientierten Polypropylen-Kaschierpapiers, das im Handel als Daubert 164Z von Daubert Co. aus Dixon, IL, erhältlich ist.
Klebstoffschichten
Bei manchen gegenwärtig bevorzugten Ausführungsformen können die Klebstoffschichten 36 und 38 verwendet werden, um andere Bestandteile der Elektrode 10 zusammenzuhalten. Nicht einschränkende Beispiele geeigneter Klebstoffe 36 und 38 umfassen Acrylatester-Klebstoffe und insbesondere Acrylatestercopolymer-Klebstoffe. Diese Klebstoffe sind allgemein in den US-Patenten Re 24906, Re 33353, US-A-3 389 827, US-A-4 112 213, US-A-4 310 509, US-A-4 323 557, US-A-4 732 808, US-A-4 917 928, US-A-4 917 929 und in der europäischen Patentveröffentlichung 0 051 935 beschrieben.
Verlustbehaftete dielektrische Schicht
Die Schicht 26 aus verlustbehaftetem dielektrischem Material hat die Funktionsparameter, die vorstehend in Zusammenhang mit der endgültigen Funktionsweise der Elektrode 10 angegeben wurden, um den maximalen Temperaturanstieg des Gewebes eines Patienten während elektrochirurgischer Prozeduren zu minimieren.
Die verlustbehaftete dielektrische Schicht 26 kann eine von etwa 5% bis etwa 70% und bevorzugter von etwa 40% bis etwa 60% reichende Fläche des Körperkontaktabschnitts 22 belegen.
Die verlustbehaftete dielektrische Schicht 26 kann aus einem Material bestehen und in einer ungleichmäßigen Dicke aufgebracht werden, so daß sich ein Gradient der elektrischen Impedanz von der Mitte des Körperkontaktabschnitts 22 zu seinem Außenrand 25 ergibt, der von etwa 30% bis etwa 90% der maximalen Impedanz am Außenrand 25 und vorzugsweise von etwa 50% bis etwa 70% der maximalen Impedanz am Außenrand des Körperkontaktabschnitts 22 reicht.
Die Schicht 26 kann am Außenrand 25 des Körperkontaktabschnitts 22 der Elektrode 10 einen Wert maximale Impedanz/Fläche aufweisen, der von etwa 0,387 Ω/129 cm² bis etwa 20 Ω/129 cm² und vorzugsweise von etwa 1 Ω/129 cm² bis etwa 8 Ω/129 cm² reicht, wie unter Verwendung eines Spektrum impedanzanalysators Schlumberger 1260 bestimmt wurde, der bei einer Frequenz von 500 kHz und einer konstanten Spannung von 60 mV (RMS) arbeitete und der einer Nullsetzungsdatei unterzogen wurde, um die Wirkungen von Leiterdrähten, Verbindungsklammern und Prüfeinrichtungen herauszusubtrahieren. 129 cm² (20 Zoll²) ist in etwa die Größe der meisten im Handel erhältlichen dispersiven Elektroden.
Die Schicht 26 kann am Außenrand 25 der dispersiven Elektrode 10 eine Widerstandskomponente der komplexen Impedanz Z je Flächeneinheit (R/Fläche) von etwa 0,4 Ω/129 cm² bis etwa 5 Ω/129 cm² aufweisen. Vorzugsweise kann die Schicht 26 eine von etwa 0,5 Ω/129 cm² bis etwa 1,4 Ω/129 cm² reichende Widerstandskomponente je Flächeneinheit aufweisen. Diese Werte wurden so bestimmt, wie es für die maximale Impedanz je Flächeneinheit erfolgt ist.
Die Schicht 26 kann am Außenrand 25 der dispersiven Elektrode 10 eine Reaktanzkomponente der komplexen Impedanz je Flächeneinheit (X/Fläche) von etwa –0,5 Ω/129 cm² bis etwa –16 Ω/129 cm² aufweisen. Vorzugsweise kann die Schicht 26 eine von etwa –2 Ω/129 cm² bis etwa –10 Ω/129 cm² reichende Reaktanzkomponente aufweisen, wobei das gleiche Prüfverfahren wie vorstehend für den Widerstand je Flächeneinheit und die Impedanz je Flächeneinheit verwendet wurde.
Die Schicht 26 kann ein tanδ aufweisen, das am Außenrand 25 der Elektrode 10 von etwa 0,14 bis etwa 1,7 reicht, wenn es bei 500 kHz und einer Signalamplitude von 60 mV (RMS) gemessen wird. Vorzugsweise kann tanδ am Außenrand 25 der Elektrode 10 von etwa 0,2 bis etwa 1,0 reichen, wenn es bei 500 Hz und einer Signalamplitude von 60 mV (RMS) gemessen wird. Es ist bevorzugt, daß tanδ am Außenrand 25 der Elektrode 10 von etwa 0,2 bis etwa 0,7 reicht, wenn es bei 500 Hz und einer Signalamplitude von 60 mV (RMS) gemessen wird.
Die Schicht 26 kann aus jedem verlustbehafteten dielektrischen Material bestehen, das auf den Körperkontaktabschnitt 22 aufgebracht werden kann und die vorstehend für die Schicht 26 angegebenen Funktionsparameter aufweist.
Die Schicht 26 kann durch Fachleuten bekannte Elektrodenherstellungstechniken aus einer Tinte oder Farbe auf dem Körperkontaktabschnitt 22 gebildet werden. Es wurde herausgefunden, daß es besonders zweckmäßig ist, dieses Material in Form einer Farbe bereitzustellen, die dann durch Siebdruck oder durch Sprühen in einem geeignet geformten Muster zur richtigen Zeit während der Herstellung auf die Elektrode 10 aufgebracht werden kann. Ölbasierte Emaillelacke, die unter den Katalognummern 7776, 7790, 7730, 7727 und 7715 von Rustoleum Corp. aus Vernon Hills, IL, im Handel erhältlich sind, werden als besonders geeignet angesehen. Tinten, wie weiße Tinten Summit UVII 300, UVII 800 und UVII 801, von Summit Inc. aus North Kansas City, MO, können auch verwendet werden. Die Verwendung einer verlustbehafteten dielektrischen Schicht verringert die durch den Randeffekt hervorgerufene Erwärmung.
Verfahren zum Herstellen von Elektroden
Die Elektrode 10 kann unter Verwendung herkömmlicher Ansatz/Kontaktstelle-Elektroden hergestellt werden, wie in US-A-4 352 359 (Larimore), US-A-4 524 087 (Engel), US-A-4 539 996 (Engel), US-A-4 554 924 (Engel), US-A-4 848 348 (Carim), US-A-4 848 353 (Engel), US-A-5 012 810 (Strand u. a.), US-A-5 133 356 (Bryan u. a.), US-A-5 215 087 (Anderson u. a.) und US-A-5 276 079 (Duan u. a.) beschrieben ist. Generell kann die mehrschichtige Elektrode 10 aus Rollen von Ausgangsmaterialien zum Isolieren der elektrisch nicht-leitfähigen Unterlage 12 hergestellt werden, worauf Leiterplatten 14 und 16 aufgebracht werden, welche mit Farben oder Tinten überzogen werden, um die verlustbehaftete dielektrische Schicht 26 zu bilden, auf welche das Feld 32 aus hydrophilem, ionisch leitfähigem, druckempfindlichem Klebstoff aufgebracht oder darauf gehärtet wird. Alternativ kann eine Lage aus verlustbehaftetem dielektrischem Material mit einer gewünschten geometrischen Form auf die Leiterplatten 14 und 16 laminiert werden.
Automatische Maschinen können eingesetzt werden, um die Elektrode 10 herzustellen. Ein Fachmann in der Herstellung von Elektroden kann aus einer Vielzahl von Maschinenherstellern und Herstellungstechniken zum Minimieren der Herstellungskosten und des Abfalls auswählen. Einige Maschinentypen sind in US-A-4 715 382 (Strand), US-A-5 133 356 (Bryan u. a.), in der anhängigen, gemeinsam übertragenen PCT-Patentanmeldung PCT/US95/14291 (Yasis u. a.) und in US-A-5 352 315 (Carrier u. a.) offenbart.
NÜTZLICHKEIT DER ERFINDUNG
Die Verwendung des Felds 32 aus Klebstoff jenseits der Bereiche der Leiterplatten 14 und 16 verringert unerwartet Randeffekte und den Temperaturanstieg des die Elektrode berührenden Gewebes während der Verwendung der Elektrode entweder als eine dispersive Elektrode oder als eine Herzstimulationselektrode.
Weil bei den Elektroden gemäß dieser Erfindung ein stark hydrophiler Klebstoff verwendet wird, der vorzugsweise leitfähig ist und auf eine größere Hautfläche als das leitfähige Element der dispersiven Elektrode selbst aufgebracht ist, kann diese Klebstoffgrenze ihren Wassergehalt mit dem Wassergehalt in der Epidermis des Patienten, in erster Linie durch Absorbieren von Wasser aus der Epidermis des Patienten, ausgleichen und bewirken, daß die Impedanz in Geweben des Patienten im Bereich des Kontakts mit dem Körper erhöht wird, so daß der Strom gleichmäßiger in den Geweben des Patienten verteilt wird. Unerwarteterweise wurde gemäß dieser Erfindung eine biomedizinische Elektrode entwickelt, die die Impedanzeigenschaften der Gewebe des Patienten ändert, so daß der Randeffekt verringert wird, wenn die biomedizinische Elektrode verwendet wird.
Biomedizinische Elektroden gemäß der vorliegenden Erfindung können elektrisch mit elektrochirurgischen Generatoren oder Herzstimulationsvorrichtungen verbunden werden, um eine dispersive Elektrodenverbindung bzw. eine Herzstimulations- Elektrodenverbindung bereitzustellen. Elektrochirurgische Generatoren sind allgemein erhältlich und Fachleuten bekannt, wie von Birtcher Medical Systems, Inc. aus Irvine, Kalifornien, Aspen Surgical Systems, Inc. aus Utica, New York und Valleylab, Inc. aus Boulder, Colorado, vertriebene Systeme. Herzstimulationsvorrichtungen zur Kardioversion, zur externen Stimulation und zur Defibrillation sind allgemein erhältlich und Fachleuten bekannt, wie von Hewlett-Packard Corporation aus McMinnville, Oregon, Zoll Medical Corporation aus Newton, Massachusetts und Physiocontrol Corporation aus Redmond, Washington, vertriebene Systeme.
Ausführungsformen der Erfindung werden in den folgenden Beispielen näher beschrieben.
Beispiel 1
Zwei Elektroden wurden nach dem folgenden Verfahren hergestellt. Eine Elektrode wurde aus 129 cm² (20 Quadratzoll) Aluminiumfolie mit einen Radius von 2,54 cm aufweisenden Ecken hergestellt. Eine Schicht aus leitfähigem Klebstoff wurde nach dem folgenden Verfahren hergestellt. In einen 300 Gallonen aufweisenden Kessel, der mit einem von oben hereinreichenden Rührwerk und einem Kühlmantel versehen war, wurden 562,8 Pfund (255,5 kg) Acrylsäure, 1,4 Pfund (636 Gramm) 2,2-Dimethoxy-2-phenylacetophenon, 2,8 Pfund (1273 Gramm) 4-(2-Hydroxyethoxy)phenyl-(2-hydroxy-2-methylpropyl)keton, 1,12 Pfund (508 Gramm) Methylenbis(acrylamid), 1251,6 Pfund (568,2 kg) Glycerin, 2,8 Pfund (1273 Gramm) Guar Gum sowie 459,6 Pfund (208,7 kg) deionisiertes Wasser eingebracht. In die gut gerührte Lösung wurden 499,8 Pfund (226,9 kg) 50% wäßriges NaOH portionsweise eingebracht, wobei die Chargentemperatur unter 38°C gehalten wurde. Die Hydroxidleitung wurde mit zusätzlichen 18 Pfund (8,2 kg) deionisiertem Wasser in den Kessel gespült und 30 Minuten lang gerührt, um eine für die Beschichtungseinrichtung fertige Vorstufe zu erzielen. Die Vorstufe wurde mit einer Dicke von 23 Millizoll (0,6 mm) auf die Folienseite eines Polyester/Aluminium- Folienlaminats aufgebracht, mit einem mit Silikon behandelten Polyester-Kaschierpapier überzogen und durch eine Härtekammer geführt, die aus Bänken mit "schwarzen" Fluoreszenzlampen bestand, wodurch das Material einer Intensität von 1,9 mW/cm² und einer Gesamtdosis von 315 mJ/cm² ausgesetzt wurde. Die so hergestellte Schicht aus leitfähigem Klebstoff wurde dann auf das ganze Quadrat der elektrisch leitfähigen Oberfläche gegeben. Jede Elektrode wurde auf einen vorderen Oberschenkel eines Menschen gegeben (eine auf den linken Oberschenkel und eine auf den rechten Oberschenkel) und dort 30 Minuten gelassen.
Nach 30 Minuten wurde die Elektrode auf dem rechten Oberschenkel an den Ecken und Außenrändern abgezogen, so daß die Kontaktfläche bis auf etwa ein Minimum von 65 cm² stark verringert wurde (von 20 Quadratzoll bis hinab zu 10–12 Quadratzoll). Beiden Elektroden wurde dann nach der AAMI-Norm zur Temperaturmessung 4.2.3.1 "Maximum Safe Temperatur Rise" (1986) Energie zugeführt, und die maximale Gewebetemperaturerhöhung auf beiden vorderen Oberschenkeln wurde unter Verwendung einer Infrarotkamera Agema 470 aufgezeichnet, um die Temperatur quantitativ zu messen. In 3 sind die Ergebnisse dargestellt, die darin bestehen, daß die maximale Gewebetemperaturerhöhung des rechten vorderen Oberschenkels (der linken Elektrode im Thermogramm) keine Spur einer zusätzlichen Temperaturerhöhung für die ursprünglich im Gleichgewicht mit der Epidermis des Patienten stehende Elektrode, die dann teilweise an den Rändern und Ecken entfernt wurde, wie vorstehend beschrieben wurde, aufwies.
Vergleichsbeispiel 2
Elektroden wurden ebenso wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei jedoch eine Elektrode in einer Kreisform mit einer Fläche von 64,5 cm² (10 Zoll²) aufgebaut wurde. 4 zeigt die Ergebnisse dieses Vergleichsbeispiels, wobei die kreisförmige Elektrode auf dem rechten vorderen Oberschenkel (linke Elektrode im Thermogramm) einen sehr deutlichen und inten siven Randeffekt aufwies. Dieses Vergleichsbeispiel 2 bewies, daß der unerwarteterweise verringerte Randeffekt, der in Beispiel 1 vorgefunden wurde, nicht ausschließlich darauf zurückzuführen war, daß eine Elektrode mit Ecken zu einer keine Ecken aufweisenden Elektrode gemacht wurde, indem die Ecken angehoben wurden, so daß sie die Epidermis nicht berührten.
Vergleichsbeispiel 3
Elektroden wurden ebenso wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei jedoch eine Elektrode so aufgebaut wurde, daß sie radiale Schlitze aufwies, die um ihren Umfangsbereich geschnitten waren, wobei eine Zurückfaltung auf sie selbst erfolgte, so daß die Kontaktfläche 64,5 cm² (10 Zoll²) betrug. 5 zeigt die Ergebnisse dieses Vergleichsbeispiels, wobei die kreisförmige Elektrode auf dem rechten vorderen Oberschenkel (linke Elektrode im Thermogramm) einen sehr deutlichen und intensiven Randeffekt aufwies. Dieses Vergleichsbeispiel 3 bewies, daß der unerwartete Effekt eines verringerten Randeffekts, der in Beispiel 1 vorgefunden wurde, nicht ausschließlich auf die Art zurückzuführen war, in der die Elektrode am rechten Oberschenkel aus Beispiel 1 zurückgefaltet war.
Vergleichsbeispiel 4
Elektroden wurden ebenso wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei jedoch eine Elektrode so aufgebaut wurde, daß sie eine Maske aus Schaumstoff mit einem 64,5 cm² (10 Zoll²) messenden Kreis aufwies, der aus der Mitte ausgeschnitten wurde und dann auf den leitfähigen Klebstoff aufgebracht wurde, so daß 64,5 cm² (10 Zoll²) in der Mitte der Elektrode in direktem Kontakt mit der Epidermis standen und weitere 64,5 cm² (10 Zoll²) darum herum 1,14 mm (0,045 Zoll) (also die Dicke des Schaumstoffs) von der Haut getrennt gehalten wurden. 6 zeigt die Ergebnisse dieses Vergleichsbeispiels, wobei die kreisförmige Elektrode auf dem rechten vorderen Oberschenkel (linke Elektrode im Thermogramm) einen sehr deutlichen und intensiven Randeffekt aufwies. Dieses Vergleichsbei spiel 4 bewies, daß der unerwartete Effekt eines verringerten Randeffekts, der in Beispiel 1 vorgefunden wurde, nicht ausschließlich auf die Art zurückzuführen war, in der die Elektrode am rechten Oberschenkel von der Epidermis beabstandet war und eine gewisse kapazitive Leitung vom Epidermisgewebe zur Elektrode hervorrief.
Beispiel 5
Eine im Handel als Electrosurgical Patient Plate Catalog #7146 der Marke 3M (mit einer Oberfläche von 64,5 cm²) von 3M Company aus St. Paul, MN erhältliche dispersive biomedizinische Elektrode wurde auf den linken vorderen Oberschenkel eines Patienten aufgebracht. Eine im Handel als Electrosurgical Patient Plate Catalog #7149 der Marke 3M (mit einer Oberfläche von 129 cm²) von 3M Company aus St. Paul, MN erhältliche dispersive biomedizinische Elektrode wurde auf den rechten vorderen Oberschenkel eines Patienten aufgebracht. Nach 30 Minuten wurde die auf den rechten Oberschenkel aufgebrachte Elektrode bis zur Hälfte abgezogen, um eine Oberfläche von 64,5 cm² und zwei sehr scharfe (keinen Radius aufweisende) Ecken zu erhalten. In 7 sind die Ergebnisse dieses Beispiels dargestellt, wobei die abgezogene Elektrode nach dem im wesentlichen hergestellten Gleichgewicht auf dem rechten vorderen Oberschenkel (linke Elektrode im Thermogramm) eine kleinere maximale Temperaturerhöhung aufwies als die nicht geänderte Elektrode auf dem linken Oberschenkel. Dieses Beispiel 5 bewies, daß der unerwartete Effekt eines verringerten Randeffekts, der in Beispiel 1 vorgefunden wurde, bei im Handel erhältlichen Elektroden reproduzierbar war.
Beispiel 6
Eine Elektrode wurde ebenso wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei sie jedoch so aufgebaut wurde, daß sie ein Feld aus leitfähigem Klebstoff mit einer Fläche von 129 cm² (20 Zoll²) aufwies und daß eine 90,3 cm² (14 Zoll²) messende Aluminiumfolie in der Mitte des Klebstoffelds angeordnet wur de. Diese auf den rechten Oberschenkel aufgebrachte Elektrode war im wesentlichen eine widerstandsbehaftete dispersive Elektrode mit einer um diese herum angeordneten leitfähigen Klebstoffgrenze. Für die auf den linken Oberschenkel aufgebrachte Elektrode wurde eine 14 Quadratzoll messende widerstandsbehaftete dispersive Elektrode aufgebaut, wobei die Aluminiumfolie und der leitfähige Klebstoff die gleiche Größe aufwiesen und die gleichen Umkreise hatten. 8 zeigt die Ergebnisse dieses Beispiels, wobei die Elektrode, bei der sich der leitfähige Klebstoff über den Umkreis der Aluminiumfolie auf dem rechten Oberschenkel erstreckte (linke Elektrode im Thermogramm) eine kleinere maximale Temperaturerhöhung aufwies als die auf den linken Oberschenkel aufgebrachte Elektrode, die bündige Umkreise der Folie und des Klebstoffs aufwies. Dieses Beispiel 6 bewies, daß der unerwartete Effekt eines verringerten Randeffekts, der in Beispiel 1 vorgefunden wurde, bei einfach aufgebauten Elektroden reproduzierbar war.
Beispiel 7
Elektroden wurden ebenso wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei jedoch eine Elektrode so aufgebaut wurde, daß sie eine leitfähige Platte mit einer Größe von 96,8 cm² (15 Zoll²) und eine verlustbehaftete dielektrische Beschichtung an der Grenze aufwies, die mit einer größeren (129 cm² (20 Zoll²) messenden) Schicht eines leitfähigen Klebstoffs getestet wurde und wobei die andere Elektrode so aufgebaut wurde, daß sie die gleiche Größe der leitfähigen Platte und der verlustbehafteten dielektrischen Beschichtung an der Grenze aufwies, jedoch einen leitfähigen Klebstoff mit dem gleichen Umkreis wie die leitende Platte aufwies. Wenngleich es keinen großen Unterschied im sich ergebenden Thermogramm zwischen diesen zwei Elektroden gab, gab es bei der verlustbehafteten dielektrischen Platte, die einen leitfähigen Klebstoff aufwies, der den Umkreis der leitfähigen Platte überschritt, eine gewisse maximale Gewebetemperaturverringerung, was darauf hinwies, daß die Verringerung des Randeffekts infolge einer ver lustbehafteten dielektrischen Beschichtung in Reihe mit der Verringerung des Randeffekts infolge des im wesentlichen hergestellten Gleichgewichts zwischen der Elektrode und der Epidermis gekoppelt werden kann.
Anhand dieser Daten aus den Beispielen 1–7 weist diese Erfindung das unerwartete Ergebnis eines verringerten Randeffekts auf: Der ausgleichende Kontakt des hydrophilen Klebstoffs der Elektrode mit dem Gewebe des Patienten ermöglicht das Ändern des Ausmaßes des im menschlichen Gewebe auftretenden Randeffekts, nachdem dieser Klebstoff etwa 30 Minuten in Kontakt mit der Haut stand. Während des Prüfens bei diesen Beispielen wurden einige der verwendeten Elektroden vor und nach der Verwendung gewogen, und es trat nach 30 Minuten des ausgleichenden Kontakts eine kleine, jedoch meßbare Gewichtszunahme auf, was darauf hinweist, daß Wasser von der Epidermis auf die Elektrode übertragen wurde. Es ist jedoch in manchen Fällen gut möglich, daß in der entgegengesetzten Richtung ein erhebliches Ausgleichen auftritt.
Beispiele 8–11
Eine im Handel als Electrosurgical Patient Plate Catalog #7149 der Marke 3M von 3M Company aus St. Paul, MN erhältliche dispersive biomedizinische Elektrode wurde in der Hälfte zerschnitten, um eine 64,5 cm² messende Oberfläche mit zwei scharfen (keinen Radius aufweisenden) Ecken bereitzustellen, und sie wurde auf den linken vorderen Oberschenkel eines Patienten aufgebracht. Eine zweite dispersive biomedizinische Elektrode #7149 wurde auf den rechten vorderen Oberschenkel eines Patienten aufgebracht. Nach 5 Minuten wurde die auf den rechten Oberschenkel aufgebrachte Elektrode bis zur Hälfte abgezogen, um eine Oberfläche von 64,5 cm² und zwei sehr scharfe (keinen Radius aufweisende) Ecken zu erhalten. Der Patient spürte ein verringertes Unbehagen am rechten vorderen Oberschenkel verglichen mit der gleichen Elektrode mit der gleichen Kontaktfläche auf dem linken vorderen Oberschenkel. Das Experiment wurde drei weitere Male wiederholt, wobei nur die Zeitdauer bis zum im wesentlichen hergestellten Gleichgewicht auf 10 Minuten, 15 Minuten bzw. 20 Minuten geändert wurde. Durch Vergrößern der Kontaktzeit von 5 auf 15 Minuten wurde das vom Patienten gespürte Unbehagen verringert. Es gab für den Patienten kaum einen spürbaren Unterschied zwischen der Dauer von 15 Minuten und der Dauer von 20 Minuten.
Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die vorstehend offenbarten Ausführungsformen beschränkt, und es wird auch die Möglichkeit vorgesehen, eine Platte mit einem verringerten Randeffekt herzustellen, indem ein kleinerer Aluminiumleiter über einem größeren Bereich eines hydrophilen, leitfähigen Klebstoffs angeordnet wird. Diese Konstruktion ähnelt der in 8 dargestellten auf den rechten Oberschenkel aufgebrachten Elektrode. Um diese Konstruktion zu verwenden, kann es erforderlich sein, die Größe der leitfähigen Platte zu erhöhen, um den Randeffekt zu verringern, wie in 8 dargestellt ist.
Vorzugsweise könnten existierende Konstruktionen für die dispersive Elektrode und die Herzstimulationselektrode modifiziert werden, um die Randfelder aus hydrophilen, biologisch verträglichen, jedoch nicht-leitfähigen Hautklebstoffen durch einen hydrophilen leitfähigen Klebstoff zu ersetzen und die unerwarteten Vorteile der vorliegenden Erfindung zu gewinnen und dadurch den Randeffekt zu verringern, ohne daß die Gesamtfläche des biomedizinischen Elektrodenleiters und der Unterlage in Kombination vergrößert wird.
Verschiedene Modifikationen und Änderungen der vorliegenden Erfindung werden Fachleuten verständlich sein, ohne daß vom in den Ansprüchen definierten Schutzumfang dieser Erfindung abgewichen wird, und es ist zu verstehen, daß diese Erfindung nicht auf die hier dargelegten erläuternden Ausführungsformen beschränkt ist.

Claims

Biomedizinische Elektrode, aufweisend: eine elektrisch nicht-leitfähige Unterlage (12), mindestens eine leitfähige Platte (14, 16), die in Kontakt mit der elektrisch nicht-leitfähigen Unterlage steht und einen Umfang aufweist, der einen elektrisch leitfähigen Oberflächenbereich definiert, ein Feld (26) eines verlustbehafteten dielektrischen Materials zwischen der Leiterplatte und einer Fläche der Elektrode, die in Kontakt mit dem Körper eines Patienten stehen kann, ein Feld eines leitfähigen Klebstoffs, der in Kontakt mit der leitfähigen Platte steht, und ein Feld (32) eines hydrophilen Klebstoffs, der in Kontakt mit der Unterlage steht und einen den Umfang der leitfähigen Platte übersteigenden Umfang aufweist.
Biomedizinische Elektrode nach Anspruch 1, wobei es mindestens zwei leitfähige Platten (14, 16) gibt, die jeweils einen Körperkontaktabschnitt innerhalb des elektrisch leitfähigen Oberflächenbereichs aufweisen.
Biomedizinische Elektrode nach Anspruch 1, wobei der hydrophile Klebstoff ionisch leitend ist.
Biomedizinische Elektrode nach Anspruch 3, wobei der hydrophile Klebstoff und der leitfähige Klebstoff die gleiche Formulierung aufweisen.
Verfahren zur Verwendung einer biomedizinischen Elektrode nach Anspruch 1 mit den Schritten: (a) Anordnen der biomedizinischen Elektrode (10) auf der Epidermis eines Säugerkörpers und (b) Zulassen, daß der hydrophile Klebstoff (32) der Elektrode im wesentlichen ins Gleichgewicht mit der Epidermis des Säugerkörpers gelangt.
Verfahren nach Anspruch 5, wobei der Schritt des Zulassens dazu führt, daß Wasser aus der Epidermis vom hydrophilen Klebstoff absorbiert wird.
Verfahren nach Anspruch 5, welches ferner einen Schritt (c) des Abziehens eines Teils der biomedizinischen Elektrode aufweist, nachdem im wesentlichen das Gleichgewicht hergestellt wurde.
Elektrochirurgisches System, aufweisend: (a) einen elektrochirurgischen Generator, (b) eine biomedizinische Elektrode (10) nach Anspruch 1, die elektrisch mit dem Generator verbunden ist, und (c) einen elektrochirurgischen Stift, der elektrisch mit dem Generator verbunden ist.
Herzstimulationssystem, aufweisend: (a) eine Herzstimulationsvorrichtung (b) eine biomedizinische Elektrode (10) nach Anspruch 1, die elektrisch mit der Vorrichtung verbunden ist.