DE69733556T2

DE69733556T2 - Feuchtigkeitsförderungssystem für berührungselektrokoagulation

Info

Publication number: DE69733556T2
Application number: DE69733556T
Authority: DE
Inventors: Csaba Truckai; C. David AUTH
Original assignee: Cytyc Surgical Products LLC
Current assignee: Cytyc Surgical Products LLC
Priority date: 1996-04-12
Filing date: 1997-04-10
Publication date: 2006-07-20
Anticipated expiration: 2017-04-11
Also published as: CN1220590A; JP2000508561A; DE69733556D1; EP0898465B1; DE69739697D1; ATE451066T1; AU2558597A; KR20000005488A; BR9708644A; CA2251216A1; ATE297696T1; EP0898465A2; NO984741D0; WO1997038637A1; EP1415607B1; JP3942639B2; NO984741L; US5769880A; IL126471A0; AU721648B2

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Ablations- und/oder Koagulationsvorrichtung für den Einsatz beim Zuführen von Energie zu Gewebe zur Ablation, wobei die Vorrichtung Folgendes umfasst: ein Elektrodentragelement; Elektroden an dem Elektrodentragelement; und eine mit den Elektroden gekoppelte Funkfrequenzenergiequelle.
Die Ablation der Innenauskleidung eines Körperorgans ist ein Verfahren, das die Erhitzung der Organauskleidung auf Temperaturen beinhaltet, die die Zellen der Auskleidungs- oder Koagulatgewebeproteine für Hämostase zerstört. Ein solches Verfahren kann als Behandlung von einem oder vielen Zuständen ausgeführt werden, wie z.B. chronische Blutung der Endometriumschicht des Uterus oder Abnormalitäten der Schleimschicht der Gallenblase. Existierende Verfahren zum Bewirken einer Ablation beinhalten eine Zirkulation eines erhitzten Fluids innerhalb des Organs (direkt oder in einem Ballon), Laserbehandlung der Organauskleidung und Widerstandserhitzung durch Applizieren von RF-Energie auf das zu abladierende Gewebe.
Das US-Patent 5,084,044 beschreibt eine Vorrichtung zur Endometriumablation, in der ein Ballon in den Uterus eingeführt wird. Dann wird erhitztes Fluid durch den Ballon geleitet, um diesen in Kontakt mit dem Endometrium auszudehnen und das Endometrium thermisch zu abladieren. Das US-Patent 5,443,470 beschreibt eine Vorrichtung zur Endometriumablation, in der ein ausdehnbarer Ballon mit Elektroden auf seiner Außenfläche vorgesehen wird. Nach dem Positionieren der Vorrichtung im Uterus wird der Ballon mit einem/r nichtleitenden Gas oder Flüssigkeit gefüllt, so dass der Ballon die Elektroden im Kontakt mit der Endometriumoberfläche drückt. Den Elektroden wird RF-Energie zugeführt, um das Endometriumgewebe durch Widerstandserhitzung zu abladieren. Eine ähnliche Vorrichtung wird mit Bezug auf 13 in der WO 95/32011 beschrieben.
Diese Ablationsvorrichtungen reichen zum Durchführen von Ablationsverfahren aus. Da es jedoch keine Datenrückmeldung gibt, um dem Chirurgen anzuzeigen, wie weit die Gewebeablation fortgeschritten ist, kann die Regelung der Ablationstiefe und des Ablationsprofils mit solchen Vorrichtungen nur durch Annahme erfolgen.
So ist beispielsweise das Verfahren mit erhitztem Fluid ein sehr passives und ineffektives Erhitzungsverfahren, das auf der Wärmeleitfähigkeit des Gewebes beruht. Dieser Prozess berücksichtigt keine Variationen von Faktoren wie das Ausmaß des Kontakts zwischen dem Ballon und dem darunterliegenden Gewebe, oder von Kühleffekten wie denen der Blutzirkulation durch das Organ. RF-Ablationstechniken können eine effektivere Ablation erzielen, da sie auf einer aktiven Erhitzung des Gewebes mit RF-Energie beruhen, aber die Ablationstiefe kann derzeit mit RF-Techniken von einem Arzt nur geschätzt werden, da in Bezug auf die tatsächliche Ablationstiefe keine Rückmeldung erfolgt.
Sowohl die Techniken mit erhitztem Fluid als auch die neuesten RF-Techniken müssen mit großer Vorsicht erfolgen, um eine Überablation zu vermeiden. Bei diesen Ablationsverfahren wird normalerweise die Gewebeoberflächentemperatur überwacht, um zu gewährleisten, dass die Temperatur 100°C nicht überschreitet. Wenn die Temperatur 100°C überschreitet, dann beginnt das Fluid im Gewebe zu kochen und erzeugt dadurch Dampf. Da Ablation in einem geschlossenen Körperhohlraum durchgeführt wird, kann der Dampf nicht entweichen und dringt daher tief in das Gewebe ein oder kann in Bereiche neben dem zu abladierenden Bereich passieren, was eine Embolie oder eine unabsichtliche Verbrennung verursachen kann.
Darüber hinaus erzeugt das in den RF-Vorrichtungen des Standes der Technik aus dem Gewebe gesaugte Wasser einen Leitungspfad, durch den Strom fließen kann, der durch die Elektroden wandert. Dies kann verhindern, dass der Strom in das zu abladierende Gewebe wandert. Außerdem bewirkt die Anwesenheit dieses Strompfades um die Elektroden, dass Strom kontinuierlich von den Elektroden gezogen wird. Der Strom erhitzt die aus dem Gewebe gesaugte Flüssigkeit und macht den Ablationsprozess somit zu einem passiven Erhitzungsverfahren, in dem die erhitzte Flüssigkeit um die Elektroden verursacht, dass eine thermische Ablation weit über die gewünschten Ablationstiefen hinaus fortgesetzt wird. Ein intravaskulärer Ablationskatheter mit Öffnungen, durch die eine zuvor injizierte Spülflüssigkeit mit Blut und eventuellen Partikeln der abladierten Läsion gemischt wird, können mit Unterdruck abgesaugt werden, wie im US-Patent 4 976 711 beschrieben ist.
Ein weiteres Problem mit Ablationsvorrichtungen des Standes der Technik besteht darin, dass es für den Arzt schwierig ist herauszufinden, wann die Ablation bis zu einer gewünschten Tiefe im Gewebe fortgeschritten ist. Es kommt daher häufig vor, dass bei einem Ablationsverfahren zu viel oder zu wenig Gewebe abladiert wird.
Es ist daher wünschenswert, eine Ablationsvorrichtung bereitzustellen, die das oben beschriebene Problem von Dampf- und Flüssigkeitsaufbau am Ablationsort eliminiert. Es ist ferner wünschenswert, ein(e) Ablationsverfahren und -vorrichtung bereitzustellen, mit dem/der die Ablationstiefe reguliert werden kann und die die Ablation automatisch beendet, sobald die gewünschte Ablationstiefe erreicht ist.
Das US-Patent 5,505,730 beschreibt eine Ablationsvorrichtung der eingangs beschriebenen Art, in der das Elektrodentragelement die Form eines sich an die Form anpassenden Elementes aus einem anpassungsfähigen Material wie einem Schaumstoffmaterial hat, gestützt durch einen Ballon. Die Elektroden werden als eine Array auf eine leitende Oberfläche des sich an die Form anpassenden Elementes aufgebracht. Ein elektrolytisches Fluid wird in den Ballon gepumpt und passiert durch Löcher im Ballon in das sich an die Form anpassende Element, durch das es in das zu abladierende Organ passiert. Funkfrequenzleistung wird durch individuelle Zuführungsleitungen zu den Elektroden geführt, so dass Funkfrequenzenergie durch Elektroden und die elektrolytische Flüssigkeit zur Innenfläche des zu abladierenden Organs geleitet. wird.
Das US-Patent 5,374,261 beschreibt eine Ablations- und/oder Koagulationsvorrichtung, in der Elektroden in der Form von elektrisch leitenden festen Abzweigungen schräg von einem röhrenförmigen, elektrisch leitenden Strang verlaufen, der axial durch einen stumpfendigen festen Zylinder aus Schwammmaterial verläuft. Die festen Abzweigungen enden an Spitzen an der peripheren Oberfläche des Schwammmaterials. Eine elektrochirurgische Sonde kann durch den röhrenförmigen Strang geleitet werden, so dass eine unipolare elektrochirurgische Vorrichtung mit mehreren Elektroden erzeugt wird, die an der peripheren Oberfläche des Schwammmaterials definiert werden. Gemäß der Beschreibung ist diese Vorrichtung nützlich zum Koagulieren von großen Oberflächenbereichen wie Zystenhohlräumen oder dem Endometrium des Uterus. Das Schwammmaterial und die festen Elektroden können so konfiguriert werden, dass sie sich an die Form eines anatomischen Hohlraums anpassen. In der US 5,374,261 wird auch vorgeschlagen, dass eine weitere Vorrichtung einen röhrenförmigen Strang oder Rücken hat, der mit einem Verbinder mit einer Kupplung versehen ist, die so gestaltet ist, dass sie mit einer Saugquelle kommuniziert und eine selektive oder kontinuierliche Drainage von Körperfluiden durch den röhrenförmigen Strang oder Rücken ermöglicht, der mit Löchern für eine solche Drainage aus dem Schwammmaterial versehen ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Ablations- und/oder Koagulationsvorrichtung wie nachfolgend in Anspruch 1 definiert bereitgestellt, auf den nunmehr Bezug genommen werden sollte.
In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung für. die Verwendung bei der Durchführung einer Ablation oder Koagulation von Organen und sonstigem Gewebe ist das Elektrodentragelement im Wesentlichen für Feuchtigkeit und Gase wie Dampf durchlässig und passt sich an die Form des Körperhohlraums an. In dem Elektrodentragelement befinden sich Saugmittel, die die Beseitigung von Feuchtigkeit und/oder Gas und/oder Flüssigkeit unterstützen, die/das während des Ablationsverfahrens vorhanden ist oder erzeugt wird. Eine Array von Elektroden ist auf der Oberfläche des Elektrodentragelementes montiert und so angeordnet, dass eine Ablation bis zu einer vorbestimmten Tiefe erzeugt wird. Die Elektroden können mit Mitteln zum veränderlichen Regulieren der Ablationstiefe durch Ändern der Elektrodendichte oder des Mittenabstands versehen werden.
Nach dem Platzieren der Ablationsvorrichtung in Kontakt mit dem zu abladierenden Gewebe wird ein RF-Generator zum Zuführen von RF-Energie zu den Elektroden verwendet, um dadurch einen Stromfluss von den Elektroden zu dem zu abladierenden Gewebe zu induzieren. Während der Strom das Gewebe erhitzt, verlässt die Feuchtigkeit (wie z.B. Dampf oder Flüssigkeit) das Gewebe, so dass das Gewebe entwässert wird. Die Feuchtigkeitsdurchlässigkeit des Elektrodentragelementes lässt es zu, dass die Feuchtigkeit den Ablationsort verlässt, so dass verhindert wird, dass Feuchtigkeit einen Leitungspfad für den Strom bildet.
Die Erfindung wird nachfolgend beispielhaft mit Bezug auf die Begleitzeichnungen beschrieben. Dabei zeigt:
1 einen Aufriss einer Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung, wobei der Griff im Querschnitt dargestellt ist und der RF-Applikatorkopf in einem geschlossenen Zustand ist;
2 einen Aufriss einer Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung, wobei der Griff im Querschnitt dargestellt ist und der RF-Applikatorkopf in einem offenen Zustand ist;
3 einen Seitenriss der Ablationsvorrichtung von 2;
4 eine Draufsicht auf die Ablationsvorrichtung von 2;
5A einen Aufriss des Applikatorkopfes und eines Abschnitts des Hauptkörpers der Ablationsvorrichtung von 2, wobei der Hauptkörper im Querschnitt dargestellt ist;
5B eine Querschnittsansicht des Hauptkörpers entlang der Ebene 5B-5B von 5A;
6 eine schematische Darstellung eines Uterus, die die Ablationsvorrichtung von 1 nach dem Einführen der Vorrichtung in den Uterus, aber vor dem Zurückziehen der Einführungshülle und der Aktivierung der Federelemente zeigt;
7 eine schematische Darstellung eines Uterus, die die Ablationsvorrichtung von 1 nach dem Einführen der Vorrichtung in den Uterus und nach dem Zurückziehen der Einführungshülle und dem Ausdehnen des RF-Applikatorkopfes zeigt;
8 eine Querschnittsansicht des RF-Applikatorkopfes und des distalen Teils des Hauptkörpers der Vorrichtung von 1, die den RF-Applikatorkopf im geschlossenen Zustand zeigt;
9 eine Querschnittsansicht des RF-Applikatorkopfes und des distalen Teils des Hauptkörpersder Vorrichtung von 1, die die Konfiguration des RF-Applikatorkopfes nach dem Zurückziehen der Hülle, aber vor dem Lösen der Federelemente durch eine proximale Bewegung des Schaftes zeigt;
10 eine Querschnittsansicht des RF-Applikatorkopfes und des distalen Teils des Hauptkörpers der Vorrichtung von 1, die die Konfiguration des RF-Applikatorkopfes nach dem Zurückziehen der Hülle und nach dem Lösen der Federelemente in den völlig geöffneten Zustand zeigt;
11 eine Querschnittsansicht eines RF-Applikatorkopfes gemäß der vorliegenden Erfindung, der eine alternative Federelementkonfiguration verwendet;
12 einen Seitenriss einer alternativen Ausgestaltung des distalen Endes einer Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
13 eine Draufsicht auf die Ablationsvorrichtung von 12;
14 eine Darstellung eines blutenden Gefäßes, die die Benutzung der Ablationsvorrichtung von 12 für eine allgemeine Blutungsstillung zeigt;
15 und 16 Darstellungen eines Uterus, die die Ablationsvorrichtung von 12 für eine Endometriumablation verwenden;
17 eine Darstellung einer Prostatadrüse, wobei die Ablationsvorrichtung von 12 für eine Prostataablation verwendet wird;
18 eine Querschnittsansicht des Zielgewebes zur Ablation, die Ablationselektroden in Kontakt mit der Gewebeoberfläche sowie bei einer bipolaren Ablation erzeugte Energiefelder illustriert;
19A–19C Querschnittsansichten des Zielgewebes zur Ablation, die Elektroden in Kontakt mit der Gewebeoberfläche zeigen und illustrieren, wie variierende aktive Elektrodendichte zum Variieren der Ablationstiefe genutzt werden kann;
20 einen Seitenriss ähnlich der Ansicht von 2, die eine Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt, in der das Elektrodentragelement aufblasbare Ballons beinhaltet. Der Übersichtlichkeit halber wurden die Elektroden auf dem Elektrodentragmittel weggelassen.
Ausführliche Beschreibung
Gemäß den 1 und 2 umfasst eine Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung allgemein drei Hauptkomponenten: einen RF-Applikatorkopf 2, einen Hauptkörper 4 und einen Griff 6. Der Hauptkörper 4 beinhaltet einen Schaft 10. Der RF-Applikatorkopf 2 beinhaltet ein Elektrodentragmittel 12, das am distalen Ende des Schafts 10 montiert ist, und eine Array von Elektroden 14, die auf der Oberfläche des Elektrodentragmittels 12 ausgebildet sind. Ein RF-Generator 16 ist elektrisch mit den Elektroden 14 verbunden, um diesen bipolare RF-Energie zuzuführen.
Der Schaft 10 ist ein längliches Element mit einem hohlen Inneren. Der Schaft 10 ist vorzugsweise 30,5 cm (12 Zoll) lang und hat einen bevorzugten Querschnittsdurchmesser von etwa 4 mm. Ein Kragen 13 ist auf der Außenseite des Schafts 10 am proximalen Ende ausgebildet. Wie am besten in den 6 und 7 zu sehen ist, sind passive Federelemente 15 am distalen Ende des Schafts 10 angebracht.
Durch den Schaft 10 verläuft eine Absaug-/Einblasröhre 17 (6–9) mit einer Mehrzahl von in ihrem distalen Ende ausgebildeten Löchern 17a. Ein bogenförmiges aktives Federelement 19 ist zwischen den distalen Enden der passiven Federelemente 15 und dem distalen Ende der Absaug-/Einblasröhre 17 verbunden.
Gemäß 2 verlaufen Elektrodenleitungen 18a und 18b durch den Schaft 10 vom distalen Ende 20 zum proximalen Ende 22 des Schafts 10. Am distalen Ende 20 des Schafts 10 ist jede der Leitungen 18a, 18b mit einer jeweiligen einen der Elektroden 14 gekoppelt. Am proximalen Ende 22 des Schafts 10 sind die Leitungen 18a, 18b über einen elektrischen Verbinder 21 elektrisch mit dem RF-Generator 16 verbunden. Während des Gebrauchs führen die Leitungen 18a, 18b RF-Energie vom RF-Generator 16 zu den Elektroden. Jede der Leitungen 18a, 18b ist isoliert und führt Energie mit einer zur anderen Leitung entgegengesetzten Polarität.
Elektrisch isolierte Sensorleitungen 23a, 23b (5A und 5B) verlaufen ebenfalls durch den Schaft 10. Die Kontaktsensoren 25a, 25b sind jeweils an den distalen Enden der Sensorleitungen 23a, 23b angebracht und am Elektrodentragmittel 12 montiert. Während des Gebrauchs werden die Sensorleitungen 23a, 23b vom Verbinder 21 mit einem Überwachungsmodul im RF-Generator 16 gekoppelt, das die Impedanz zwischen den Sensoren 25a, 25b misst. Alternativ kann ein Bezugspad in Kontakt mit dem Patienten positioniert und die Impedanz zwischen einem der Sensoren und dem Bezugspad gemessen werden.
Gemäß 5B verlaufen Elektrodenleitungen 18a, 18b und Sensorleitungen 23a, 23b durch den Schaft 10 zwischen den Außenwänden der Röhre 17 und den Innenwänden des Schafts 10 und werden mit dem elektrischen Verbinder 21 gekoppelt, der vorzugsweise am Kragen 13 am Schaft 10 montiert ist. Der Verbinder 21, der mit dem RF-Generator 16 verbunden werden kann, weist wenigstens vier elektrische Kontaktringe 21a–21d (1 und 2) auf, die jeweils den Leitungen 18a, 18b, 23a, 23b entsprechen. Die Ringe 21a, 21b empfangen RF-Energie jeweils mit positiver und negativer Polarität vom RF-Generator. Die Ringe 21c, 21d führen Signale jeweils vom rechten und linken Sensor zu einem Überwachungsmodul im RF-Generator 16.
Gemäß 5A ist das Elektrodentragmittel am distalen Ende 20 des Schafts 10 angebracht. Eine Mehrzahl von Löchern 24 kann in dem Abschnitt des distalen Endes 20 des Schafts ausgebildet sein, das im Elektrodentragmittel 12 liegt.
Das Elektrodentragmittel 12 hat vorzugsweise eine Form, die etwa der Form des Körperorgans entspricht, das abladiert werden soll. So hat die in den 1 bis 11 gezeigte Vorrichtung beispielsweise eine zweihörnige Form, die für eine uterusinterne Ablation wünschenswert ist. Das in diesen Figuren gezeigte Elektrodentragmittel 12 beinhaltet Hornregionen 26, die beim Gebrauch in den Hornregionen des Uterus positioniert werden und daher in Richtung auf die Fallopio-Tuben verlaufen.
Das Elektrodentragmittel 12 ist vorzugsweise ein Sack aus einem Material, das nichtleitend und feuchtigkeitsdurchlässig ist und das auf ein geringeres Volumen komprimiert werden und dann nach Wegnahme der Kompressionskraft auf seine ursprüngliche Größe zurückkehren kann. Beispiele für bevorzugte Materialien für das Elektrodentragmittel sind unter anderem offenzelliger Schwamm, Schaumstoff, Baumwolle, Gewebe oder baumwollähnliches Material oder jedes andere Material mit den gewünschten Eigenschaften. Alternativ kann das Elektrodentragmittel aus einem metallisierten Gewebe gebildet sein. So kann beispielsweise der Begriff „Pad" austauschbar mit dem Begriff Elektrodentragmittel verwendet werden und sich auf ein Elektrodentragmittel beziehen, das aus beliebigen der oben genannten Materialien oder mit den aufgeführten Eigenschaften gebildet ist.
Elektroden 14 werden vorzugsweise an der Außenfläche des Elektrodentragmittels 12 angebracht, z.B. durch Auftrag oder mit einem anderen Befestigungsmechanismus. Die Elektroden sind vorzugsweise aus einem Stück Silber, Gold, Platin oder einem anderen leitenden Material gefertigt. Die Elektroden können an dem Elektrodentragmittel 12 durch Elektrodenstrahlauftrag angebracht oder zu spiralförmigen Drähten geformt und mit einem flexiblen Klebstoff auf das Elektrodentragmittel geklebt werden. Natürlich können auch andere Mittel zum Anbringen der Elektroden zum Einsatz kommen, wie z.B. Nähen auf die Oberfläche des Tragelementes. Wenn das Elektrodentragmittel 12 aus einem metallisierten Gewebe gebildet ist, dann kann eine Isolierschicht auf die Gewebeoberfläche geätzt werden, so dass nur die Elektrodenregionen exponiert bleiben.
Der Abstand zwischen den Elektroden (d.h. der Abstand zwischen den Mittelpunkten benachbarter Elektroden) und die Breiten der Elektroden werden so gewählt, dass die Ablation vorbestimmte Tiefen im Gewebe erreicht, besonders dann, wenn maximale Leistung durch die Elektroden zugeführt wird (wobei die maximale Leistung das Niveau ist, bei dem eine niederimpedante Niederspannungsablation erzielt werden kann).
Die Ablationstiefe wird auch durch die Elektrodendichte beeinflusst (d.h. der Prozentanteil des Zielgewebebereiches, der mit den aktiven Elektrodenflächen in Kontakt ist) und kann durch Vorwählen des Ausmaßes dieser aktiven Elektrodenabdeckung reguliert werden. So ist beispielsweise die Ablationstiefe weitaus größer, wenn die aktive Elektrodenfläche mehr als 10% des Zielgewebes bedeckt als dann, wenn die aktive Elektrodenfläche 1% des Zielgewebes abdeckt.
So bewirkt beispielsweise bei einem Abstand von 3–6 mm und einer Elektrodenbreite von etwa 0,5–2,5 mm die Zuführung von etwa 20–40 Watt über eine Zielgewebefläche von 9–16 cm² eine Ablation bis zu einer Tiefe von etwa 5–7 mm, wenn die aktive Elektrodenfläche mehr als 10% der Zielgewebefläche abdeckt. Nach dem Erreichen dieser Ablationstiefe wird die Impedanz des Gewebes so groß, dass die Ablation von selbst abbricht, wie mit Bezug auf den Betrieb der Erfindung beschrieben wird.
Im Gegensatz dazu wird unter Verwendung derselben Leistung, desselben Abstands sowie derselben Elektrodenbreite und RF-Frequenz eine Ablationstiefe von nur 2–3 mm erreicht, wenn die aktiven Elektrodenflächen weniger als 1% der Zielgewebefläche abdecken. Dies wird besser mit Bezug auf 19A verständlich, wo Elektroden mit hoher Oberflächendichte mit 14a und Elektroden mit niedriger Oberflächendichte mit 14b bezeichnet sind. Für die Zwecke dieses Vergleichs zwischen Elektroden mit hoher und niedriger Oberflächendichte wird jede umklammerte Gruppe von Elektroden mit geringer Dichte als einzelne Elektrode angesehen. So verlaufen die Elektrodenbreiten W und Abstände S wie in 19A gezeigt.
Wie aus 19A hervorgeht, erzeugen die Elektroden 14a, die einen aktiveren Bereich in Kontakt mit dem darunterliegenden Gewebe T haben, eine Ablationsregion A, die tiefer in das Gewebe T verläuft als die durch die Elektroden 14b geringer Dichte erzeugte Ablationsregion, obwohl die Elektrodenabstände und -breiten für die Elektroden hoher und niedriger Dichte gleich sind.
Einige Beispiele für Elektrodenbreiten, mit Abständen von mehr als 10% aktive Elektrodenflächendeckung, und deren resultierender Ablationstiefe auf der Basis einer Ablationsfläche von 6 cm² und einer Leistung von 20–40 Watt, sind in der folgenden Tabelle angegeben:
Beispiele für Elektrodenbreiten mit Abständen von weniger als 1% aktive Elektrodenflächendeckung und mit ihrer resultierenden Ablationstiefe auf der Basis einer. Ablationsfläche von 6 cm² und einer Leistung von 20–40 Watt sind in der folgenden Tabelle angegeben:
So wird ersichtlich, dass die Ablationstiefe beträchtlich geringer ist, wenn die aktive Elektrodenflächendeckung abnimmt.
In der bevorzugten Ausgestaltung beträgt der bevorzugte Elektrodenabstand etwa 8–10 mm in den Hornregionen 26, wobei die aktiven Elektrodenflächen etwa 1% der Zielregion abdecken. Ein Elektrodenabstand von etwa 1–2 mm (mit 10% aktiver Elektrodenflächendeckung) wird in der Halsregion bevorzugt (mit 28 bezeichnet), und etwa 3–6 mm (mit mehr als 10% aktiver Elektrodenflächenabdeckung) wird in der Hauptkörperregion bevorzugt.
Der RF-Generator 16 kann so konfiguriert werden, dass er eine Steuerung beinhaltet, so dass der Benutzer wählen kann, welche Elektroden bei einer bestimmten Applikation erregt werden sollen, damit der Benutzer die Ablationstiefe regulieren kann. So möchte der Benutzer z.B. bei einer Applikation, für die eine tiefe Ablation gewünscht wird, möglicherweise, dass der Generator jede zweite Elektrode erregt, um dadurch den effektiven Abstand der Elektroden zu optimieren und den Prozentanteil der aktiven Elektrodenflächendeckung zu verringern, wie nachfolgend mit Bezug auf 18 beschrieben wird.
Die in den Zeichnungen gezeigten Elektroden sind zwar in einem besonderen Muster angeordnet, aber es ist zu verstehen, dass die Elektroden für eine Ablation bis zu gewünschten Tiefen in jedem beliebigen Muster angeordnet werden können.
Mit Bezug auf die 6 und 7, eine Einführungshülle 32 erleichtert das Einführen der Vorrichtung in das und ihre Herausnahme aus dem zu abladierenden Körperorgan. Die Hülle 32 ist ein röhrenförmiges Element, das teleskopisch über den Schaft 10 geschoben werden kann. Die Hülle 32 ist zwischen einem distalen Zustand, der in 6 gezeigt ist, in dem das Elektrodentragmittel 12 in der Hülle komprimiert ist, und einem proximalen Zustand verschieblich, in dem die Hülle 32 proximal bewegt wird, um das Elektrodentragmittel daraus zu lösen (7). Durch Komprimieren des Elektrodentragmittels 12 auf ein kleines Volumen können das Elektrodentragmittel und die Elektroden leicht in den Körperhohlraum eingeführt werden (wie z.B. über die Vaginaöffnung in den Uterus).
Ein an der Hülle 32 angebrachter Griff 34 dient als Fingeranlage, so dass die Hülle 32 manipuliert werden kann. Der Griff 34 ist verschiebbar an einer Griffschiene montiert, die eine Hülse 33, eine Fingeraussparung 37 und ein Paar beabstandeter Schienen 35A, 35B beinhalten, die zwischen der Hülse 33 und der Fingeraussparung 37 verlaufen. Der Schaft 10 und die Hülle 32 verlaufen gleitend durch die Hülse 33 und zwischen den Schienen 35A, 35B. Die Röhre 17 verläuft auch durch die Hülse 33 und zwischen den Schienen 35A, 35B, und ihr proximales Ende ist an der Griffschiene in der Nähe der Fingeraussparung 37 befestigt.
Eine Druckfeder 39 ist um den proximalsten Abschnitt der Absaug-/Einblasröhre 17 angeordnet, der zwischen den Schienen 35A, 35B liegt. Ein Ende der Druckfeder 39 liegt am Kragen 13 am Schaft 10 an, während das gegenüberliegende Ende der Druckfeder an der Griffschiene 35 anliegt. Während des Gebrauchs wird die Hülle 32 vom Elektrodentragmittel 12 durch Zusammendrücken des Griffs 34 in Richtung auf die Fingeraussparung 37 zurückgezogen, um die Hülle 32 in distaler Richtung zu verschieben. Wenn der Griff 34 gegen den Kragen 13 vorgeschoben wird, dann wird der Schaft 10 (der am Kragen 13 angebracht ist) zwangsweise in proximaler Richtung verschoben, so dass die Feder 39 gegen die Griffschiene zusammengedrückt wird. Durch die Bewegung des Schafts 10 relativ zur Absaug-/Einblasröhre 17 zieht der Schaft 10 proximal an den passiven Federelementen 15. Eine proximale Bewegung der passiven Federelemente wiederum zieht am aktiven Federelement 19 und bewirkt, dass es sich in den in 7 gezeigten geöffneten Zustand bewegt. Wenn der Schaft nicht in diesem zurückgezogenen Zustand gehalten wird, dann drückt die Druckfeder 39 distal gegen den Kragen und somit gegen den Schaft und bewirkt, dass sich der RF-Applikatorkopf schließt. Es kann ein Verriegelungsmechanismus (nicht dargestellt) vorgesehen werden, um den Schaft im völlig zurückgezogenen Zustand zu halten, um ein versehentliches Schließen der Federelemente während des Ablationsvorgangs zu verhüten.
Der Betrag, um den die Federn 15, 19 auseinander gezogen werden, kann durch Manipulieren des Griffs 34 reguliert werden, um den Schaft 10 (über den Kragen 13) proximal oder distal zu verschieben. Eine solche Gleitbewegung des Schafts 10 bewirkt eine zangenartige Bewegung der Federelemente 15, 19.
In der Griffschiene wird ein Strömungspfad 36 gebildet und fluidmäßig mit einer Absaug-/Einblasöffnung 38 gekoppelt. Das proximale Ende der Absaug-/Einblasröhre 17 ist fluidmäßig mit dem Strömungspfad gekoppelt, so dass Gasfluid über die Absaug-/Einblasöffnung 38 in die Absaug-/Einblasröhre 17 eingeleitet oder aus dieser abgesaugt werden kann. So kann die Fluidöffnung 38 beispielsweise mit einer Absaug-/Einblaseinheit 40 mit Saugdruck beaufschlagt werden. Dies bewirkt, dass Wasserdampf im Uterushohlraum durch das durchlässige Elektrodentragmittel 12; in die Absaug-/Einblasröhre 17 über Löcher 17A, durch die Röhre 17 und über die Öffnung 38 durch die Absaug-/Einblaseinheit 40 geleitet wird. Wenn der Uterushohlraum aufgeblasen werden soll, dann kann Aufblasgas wie z.B. Kohlendioxid über die Öffnung 38 in die Absaug-/Einblasröhre 17 geleitet werden. Das Aufblasgas strömt durch die Röhre 17, durch die Löcher 17A und in den Uterushohlraum durch das durchlässige Elektrodentragelement 12.
Falls gewünscht, können zusätzliche Komponenten für endoskopische Visualisierungszwecke vorgesehen werden. So können beispielsweise Lumen 42, 44 und 46 in den Wänden der Einführungshülle 32 wie in 5 gezeigt gebildet werden. Ein Abbildungskanal wie z.B. ein faseroptisches Kabel 48 verläuft durch das Lumen 42 und ist über ein Kamerakabel 43 mit einer Kamera 45 gekoppelt. Mit der Kamera gemachte Bilder können auf einem Monitor 56 angezeigt werden. Ein Lichtleiter 50 verläuft durch das Lumen 44 und ist mit einer Lichtquelle 54 gekoppelt. Das dritte Lumen 46 ist ein Instrumentenkanal, durch den bei Bedarf chirurgische Instrumente in den Uterushohlraum geführt werden können.
Da es beim Gebrauch am wünschenswertesten ist, wenn die Elektroden 14 auf der Oberfläche des Elektrodentragmittels 12 in Kontakt mit der Innenfläche des zu abladierenden Organs gehalten werden, kann das Elektrodentragmittel 12 mit zusätzlichen Komponenten im Inneren versehen werden, die dem Elektrodentragmittel zusätzlich strukturelle Festigkeit verleihen, wenn es im Körper zum Einsatz kommt.
So können beispielsweise, wie in 11 gezeigt, alternative Federelemente 15a, 19a am Schaft 10 angebracht und so vorgespannt werden, dass in einem Ruhezustand die Federelemente in der in 11 gezeigten völligen Ruhelage positioniert sind. Solche Federelemente würden nach dem Herausziehen der Hülle 32 aus dem RF-Applikatorkopf 2 in die Ruhelage springen.
Alternativ kann ein Paar aufblasbarer Ballons 52 im Elektrodentragmittel 12 wie in 20 gezeigt angeordnet und mit einer durch den Schaft 10 und in die Ballons 52 verlaufenden Röhre (nicht dargestellt) verbunden werden. Nach dem Einführen der Vorrichtung in das Organ und nach dem Zurückziehen der Hülle 32 würden die Ballons 52 durch Einleiten eines Aufblasmediums wie Luft in die Ballons über eine Öffnung ähnlich wie Öffnung 38 mit einer Vorrichtung ähnlich der Absaug-/Einblasvorrichtung 40 aufgeblasen.
Strukturelle Festigkeit kann dem Elektrodentragmittel auch durch Beaufschlagen des proximalen Endes 22 der Absaug-/Einblasröhre 17 mit Saugdruck verliehen werden. Durch Beaufschlagen von Saugdruck mit der Absaug-/Einblasvorrichtung 40 würde das Organgewebe in Richtung auf das Elektrodentragmittel 12 und somit in besseren Kontakt mit den Elektroden 14 gezogen.
Die 12 und 13 zeigen eine alternative Ausgestaltung einer Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. In der alternativen Ausgestaltung ist ein Elektrodentragmittel 1A vorgesehen, das eine Form hat, die allgemein röhrenförmig und somit nicht für eine bestimmte Organform spezifisch ist. Eine Ablationsvorrichtung mit einer allgemeinen Form wie diese kann überall im Körper verwendet werden, wo eine Ablation oder Koagulation benötigt wird. So ist die alternative Ausgestaltung beispielsweise zur Blutungsstillung bei einem laparoskopischen chirurgischen Eingriff (14), bei einer Gewebeablation in der Prostatadrüse (17) und auch bei einer uterusinternen Ablation (15 und 16) nützlich.
Betrieb
Als Nächstes wird der Betrieb einer bevorzugten Ablationsvorrichtung gemäß der vorliegenden. Erfindung beschrieben.
Gemäß 1 wird die Vorrichtung zunächst für den Gebrauch durch Positionieren der Einführungshülle 32 distal entlang dem Schaft 10 konfiguriert, so dass sie das Elektrodentragmittel 12 innerhalb ihrer Wände komprimiert.
Zu diesem Zeitpunkt wird der elektrische Verbinder 21 mit dem RF-Generator 16 verbunden und das faseroptische Kabel 48 und das Beleuchtungskabel 50 werden mit der Lichtquelle, dem Monitor und der Kamera 54, 56, 45 verbunden. Die Absaug-/Einblasöffnung der Absaug-/Einblaseinheit 40 wird an der Griffschiene angeschlossen. Die Absaug-/Einblaseinheit 40 wird vorzugsweise so eingestellt, dass sie Kohlendioxid mit einem Einblasdruck von 20–200 mmHg zuführt.
Als Nächstes wird das distale Ende der Vorrichtung durch die Vaginaöffnung V und in den Uterus U wie in 6 gezeigt eingeführt, bis das distale Ende der Einführungshülle 32 den Fundus F des Uterus berührt. An dieser Stelle wird Kohlendioxidgas über die Öffnung 38 in die Röhre 17 eingeleitet und tritt in die Uteruskammer ein und dehnt so die Uteruskammer von einer flachen dreieckigen Form auf eine 1–2 cm hohe dreieckige Kammer aus. Der Arzt kann (über die Kamera 45 und den Monitor 56) die Innenkammern anhand von Bildern beobachten, die mit einem durch das Lumen 42 eingeführten faseroptischen Kabel 48 erfasst werden. Wenn der Arzt nach Beobachtung feststellt, dass eine Gewebebiopsie oder ein anderer Vorgang erforderlich ist, dann können die benötigten Instrumente über den Instrumentenkanal 46 in die Uteruskammer eingeführt werden.
Nach dem Einführen wird der Griff 34 herausgezogen, bis er am Kragen 13 anstößt. An dieser Stelle gibt die Hülle 32 das Elektrodentragelement 12 frei, aber das Elektrodentragelement 12 ist noch nicht völlig expandiert (siehe 9), weil die Federelemente 15, 19 noch nicht ganz in ihrem offenen Zustand sind. Der Griff 34 wird weiter zurückgezogen, so dass sich der Schaft 10 proximal relativ zur Absaug-/Einblasröhre 17 bewegt und die passiven Federelemente 15 veranlasst, an den aktiven Federelementen 19 zu ziehen und zu bewirken, dass diese sich in den in 10 gezeigten geöffneten Zustand öffnen.
Der Arzt kann die richtige Position des Elektrodentragelements 12 mit dem Monitor 56 überwachen, der Bilder von dem faseroptischen Kabel 48 zeigt.
Die richtige Position der Vorrichtung und ein ausreichender Kontakt zwischen dem Elektrodentragelement 12 und dem Endometrium können weiter mittels der Kontaktsensoren 25A, 25B festgestellt werden. Das Überwachungsmodul des RF-Generators misst die Impedanz zwischen den Sensoren mit konventionellen Mitteln. Wenn ein guter Kontakt zwischen den Sensoren und dem Endometrium besteht, dann beträgt die gemessene Impedanz etwa 20–180 Ohm, je nach dem Wassergehalt der Endometriumauskleidung.
Die Sensoren befinden sich an den distalen Abschnitten des zweihörnig geformten Elektrodentragelementes 12, die beim Gebrauch in den Regionen im Uterus positioniert sind, in denen es am schwierigsten ist, einen guten Kontakt mit dem Endometrium herzustellen. Somit bedeutet eine Anzeige von den Sensoren 25A, 25B, dass zwischen den Sensoren und der Endometriumoberfläche ein guter Kontakt besteht, dass ein guter Elektrodenkontakt mit dem Endometrium besteht.
Als Nächstes wird das Aufblasen beendet. Es können etwa 1–5 cm³ Salzlösung über die Absaug-/Einblasröhre 17 eingeleitet werden, um die Elektroden zunächst zu benetzen und um den elektrischen Elektrodenkontakt mit dem Gewebe zu verbessern. Nach dem Einleiten von Salzlösung wird die Absaug-/Einblasvorrichtung 40 in einen Saugmodus geschaltet. Wie oben beschrieben, bewirkt die Beaufschlagung des RF-Applikatorkopfes 2 mit Saugdruck über die Absaug-/Einblasröhre 17, dass die Uteruskammer auf den RF-Applikatorkopf 2 zusammenfällt, und gewährleistet einen besseren Kontakt zwischen den Elektroden und dem Endometriumgewebe.
Wenn die allgemein röhrenförmige Vorrichtung der 12 und 13 verwendet wird, dann wird die Vorrichtung in einen schrägen Kontakt mit einer Seite des Uterus während des Ablationsvorgangs gebracht. Nach vollendeter Ablation wird die Vorrichtung (oder eine neue Vorrichtung) in Kontakt mit der gegenüberliegenden Seite umpositioniert und der Vorgang wird wiederholt (siehe 15 und 16).
Als Nächstes wird den Elektroden RF-Energie vorzugsweise mit etwa 500 kHz und einer konstanten Leistung von etwa 30 W zugeführt. Wie in 5A gezeigt, wird bevorzugt, dass jede Elektrode mit einer Polarität erregt wird, die der ihrer Nachbarelektroden entgegengesetzt ist. Dadurch werden Energiefeldmuster, die in 18 mit 100, 102 und 104 bezeichnet sind, zwischen den Elektrodenorten erzeugt und tragen dazu bei, den Fluss von Strom durch das Gewebe T zu richten, um eine Ablationsregion A zu bilden. Wie in 18 zu sehen ist, wenn der Elektrodenabstand erhöht wird, z.B. indem jede dritte oder fünfte Elektrode anstatt alle Elektroden erregt wird, verlaufen die Energiemuster tiefer in das Gewebe. (Siehe z.B. Muster 102, das aus der Erregung von Elektroden mit einer nicht erregten Elektrode dazwischen entsteht, oder Muster 104, das aus einer Erregung von Elektroden mit zwei nicht erregten Elektroden dazwischen entsteht).
Darüber hinaus kann die Ablationstiefe wie oben beschrieben reguliert werden, indem Elektroden mit geringer Oberflächendichte auf Bereichen des Elektrodentragelementes bereitgestellt werden, die Gewebebereiche berühren, in denen eine geringere Ablationstiefe benötigt wird (siehe 19A).
Mit Bezug auf 19B, wenn mehrere, eng beabstandete Elektroden 14 auf dem Elektrodentragelement vorgesehen werden, dann kann ein Benutzer den RF-Generator zum Erregen von Elektroden einstellen, die einen gewünschten Elektrodenabstand und aktiven Elektrodenbereich erzeugen. So können beispielsweise abwechselnde Elektroden wie in 19B gezeigt erregt werden, wobei die ersten drei erregten Elektroden eine positive Polarität, die zweiten drei eine negative Polarität haben, usw.
Als weiteres Beispiel, das in 19C gezeigt ist, wenn eine größere Ablationstiefe gewünscht wird, dann können die ersten fünf Elektroden positiv erregt werden und die siebte bis elfte Elektrode können negativ erregt werden, wobei die sechste Elektrode inaktiviert bleibt, um einen ausreichenden Elektrodenabstand zu erzeugen.
Während das Endometriumgewebe erhitzt wird, beginnt Feuchtigkeit vom Gewebe freigesetzt zu werden. Die Feuchtigkeit durchdringt das Elektrodentragelement 12 und wird dadurch von den Elektroden weggesaugt. Die Feuchtigkeit kann durch die Löcher 17A in der Absaug-/Einblasröhre 17 passieren und die Absaug-/Einblasröhre 17 an ihrem proximalen Ende über die Öffnung 38 wie in 17 gezeigt verlassen. Der Abzug von Feuchtigkeit vom Ablationsort kann weiter durch Beaufschlagen des Schafts 10 mit Saugdruck mittels der Absaug-/Einblaseinheit 40 erleichtert werden.
Durch die Beseitigung der Feuchtigkeit vom Ablationsort wird die Bildung einer Flüssigkeitsschicht um die Elektroden verhindert. Wie oben beschrieben, ist der Aufbau von Flüssigkeit am Ablationsort schädlich, da dadurch eine leitende Schicht entsteht, die Strom selbst dann von den Elektroden führt, wenn die Ablation die gewünschte Tiefe erreicht hat. Dieser fortgesetzte Stromfluss erhitzt die Flüssigkeit und das umgebende Gewebe und verursacht somit eine Fortsetzung der Ablation durch unvorhersehbare Wärmeleitmittel.
Gewebe, das abladiert wurde, wird entwässert und verringert somit die Leitfähigkeit. Durch Ableiten von Feuchtigkeit vom Ablationsort und folglich durch Verhindern eines Flüssigkeitsaufbaus kommt es zu keiner Flüssigkeitsleitung am Ablationsbereich bei der Verwendung der Ablationsvorrichtung der vorliegenden Erfindung. Wenn also die Ablation die gewünschte Tiefe erreicht hat, dann wird die Impedanz an der Gewebeoberfläche hoch genug, um den Fluss von Strom in das Gewebe zu stoppen oder nahezu zu stoppen. RF-Ablation stoppt dadurch und es kommt zu keiner erheblichen thermischen Ablation. Wenn der RF-Generator mit einem Impedanzmonitor ausgestattet ist, dann kann der die Ablationsvorrichtung bedienende Arzt die Impedanz an den Elektroden überwachen und weiß, dass die Ablation automatisch beendet wurde, wenn die Impedanz auf ein bestimmtes Niveau angestiegen ist und dann recht konstant bleibt. Im Gegensatz dazu, wenn eine bipolare RF-Ablationsvorrichtung des Standes der Technik zusammen mit einem Impedanzmonitor verwendet wurde, dann verursachte die Anwesenheit von Flüssigkeit um die Elektroden, dass der Impedanzmonitor unabhängig von der bereits erreichten Ablationstiefe einen niedrigen Impedanzwert angab, da Strom weiter durch die niederimpedante Flüssigkeitsschicht floss.
Es können auch andere Mittel zum Überwachen und Beenden der Ablation bereitgestellt werden. So könnte beispielsweise ein Thermoelement oder ein anderer Temperatursensor bis auf eine vorbestimmte Tiefe in das Gewebe eingeführt werden, um die Temperatur des Gewebes zu überwachen und die Zuführung von RF-Energie zu beenden oder dem Benutzer auf andere Weise zu signalisieren, wenn das Gewebe eine gewünschte Ablationstemperatur erreicht hat.
Nach der selbsttätigen Beendigung des Vorgangs können 1–5 cm³ Salzlösung über die Absaug-/Einblasröhre 17 eingeleitet und eine kurze Zeit absetzen gelassen werden, um zur Trennung der Elektrode von der Gewebeoberfläche beizutragen. Die Absaug-/Einblasvorrichtung 40 wird dann umgeschaltet, so dass Kohlendioxid mit einem Druck von 20–200 mmHg eingeblasen wird. Der Einblasdruck hilft dabei, das abladierte Gewebe vom RF-Applikatorkopf 2 wegzuheben und somit das Schließen des RF-Applikatorkopfes zu erleichtern. Der RF-Applikatorkopf 2 wird durch Verschieben des Griffs 34 in einer distalen Richtung in die geschlossene Position gebracht, um die Federelemente 15, 19 entlang der Achse der Vorrichtung zu falten und zu bewirken, dass die Einleitungshülle 32 über den gefalteten RF-Applikatorkopf gleitet. Der Arzt kann so visuell über den Monitor 56 feststellen, dass die Ablation ausreicht. Schließlich wird die Vorrichtung aus der Uteruskammer herausgezogen.

Claims

Ablations- und/oder Koagulationsvorrichtung für den Einsatz beim Zuführen von Energie zu Gewebe zur Ablation, wobei die Vorrichtung Folgendes umfasst: ein feuchtigkeitsdurchlässiges Elektrodentragelement (12); Elektroden (14) an dem Elektrodentragelement (12); und eine mit den Elektroden gekoppelte Funkfrequenzenergiequelle (42), gekennzeichnet durch ein mit dem Elektrodentragelement (12) gekoppeltes Saugmittel (40), um bei der Ablation erzeugte Feuchtigkeit in das Elektrodentragelement (12) und vom Gewebe weg zu saugen, und dadurch, dass die Elektroden eine Anordnung von bipolaren Elektroden (14) sind, und dadurch, dass das Saugmittel (40) Flüssigkeit um die Elektroden (14) bei der Ablation im Wesentlichen eliminieren kann.
Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine längliche Röhre (17), wobei das Elektrodentragelement (12) über der Röhre (17) montiert ist und wobei das Saugmittel (40) die Aufgabe hat, Feuchtigkeit durch die Röhre (17) vom Elektrodentragelement (12) weg zu saugen.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Saugmittel (40) das Gewebe in Richtung auf das Elektrodentragelement (12) und in Kontakt mit den Elektroden (14) ziehen kann.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) aus einem feuchtigkeitsdurchlässigen Sack mit einem hohlen Inneren gebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Konstruktionsstützmittel (15A, 19A; 52) in dem Elektrodentragelement (12).
Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Konstruktionsstützmittel einen aufblasbaren Ballon (52) aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Konstruktionsstützmittel Federelemente (15A, 19A) umfasst, die innerhalb des Elektrodentragelementes (12) positioniert sind.
Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Federelemente (15A, 19A) zwischen einem offenen und einem geschlossenen Zustand beweglich sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch wenigstens einen Kontaktsensor (25A), der von dem Elektrodentragelement (12) getragen wird, und Mittel zum Messen von Impedanz.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Elektroden (14) eine Dichte auf dem Elektrodentragelement (12) haben, die zu einem Anstieg der Gewebeimpedanz führt, der ausreicht, um den Fluss von Strom von den Elektroden (14) zum Gewebe zu beenden, wenn eine vorbestimmte Ablationstiefe im Wesentlichen erreicht ist.
Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) eine erste Elektrodenregion und eine zweite Elektrodenregion sowie Elektroden aufweist, die in der ersten und der zweiten Elektrodenregion ausgebildet sind, wobei die Elektroden (14A) in der ersten Elektrodenregion einen ersten Elektrodenabstand haben, der so gewählt ist, dass er eine Ablation bis zu einer ersten Tiefe durchführt, wobei die Elektroden (14B) in der zweiten Elektrodenregion einen zweiten Elektrodenabstand haben, der sich von dem ersten Elektrodenabstand unterscheidet, wobei der zweite Elektrodenabstand so gewählt ist, dass eine Ablation bis zu einer zweiten Tiefe durchgeführt wird.
Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) so gestaltet ist, dass es ungefähr der Gestalt eines menschlichen Uterus entspricht und eine Hornregion, eine Hauptkörperregion und eine Halsregion hat, und dadurch, dass die erste Elektrodenregion die Hornregion und die zweite Elektrodenregion die Hauptkörperregion ist.
Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) so gestaltet ist, dass es ungefähr der Gestalt eines menschlichen Uterus entspricht und eine Hornregion, eine Hauptkörperregion und eine Halsregion hat, und dadurch, dass die erste Elektrodenregion die Halsregion und die zweite Elektrodenregion die Hauptkörperregion ist.
Vorrichtung nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) so gestaltet ist, dass es ungefähr der Gestalt eines menschlichen Uterus entspricht und eine Hornregion, eine Hauptkörperregion und eine Halsregion hat, und dadurch, dass die erste Elektrodenregion die Halsregion und die zweite Elektrodenregion die Hornregion ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Elektrodentragelement (12) aus einem metallisierten Gewebe mit einer darauf ausgebildeten Isolierregion gebildet ist, um das Elektrodentragelement in Elektroden zu unterteilen.
Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass das metallisierte Gewebe eine darauf geätzte Isolierschicht aufweist, um die Elektroden voneinander zu trennen.