DE10129029A1 - Flexibler Laserapplikator zur thermischen Behandlung von biologischem Gewebe - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Applikationsvorrichtung für die thermische Behandlung biologischer Gewebe mit Laserstrahlung, bei der am distalen Ende eines die Laserstrahlung führenden Lichtleiters ein flexibler Diffusor positioniert ist. Der Diffusor wird aus einem lichtstreuenden Silikonkörper gebildet, dem nichtstreuende Nanopartikel derart zugesetzt sind, dass eine Verbesserung des Lichtleitvermögens, eine Verbesserung der thermischen Stabilität sowie eine Verbesserung der Formsteifigkeit resultiert. Das Lichtleitvermögen bewirkt durch die Verwendung eines für die Laserstrahlung transparenten oder opaken distalen Endstücks insbesondere in Kombination mit gekühlten Hüllkathetern durch einen einstellbaren axialen Strahlungsanteil die Erzielung sehr homogener Nekrosezonen. Durch die Integration von kernspinaktiven Markierungen wird die Kontrolle der Lageposition des Applikators während der Therapie möglich.

Description

Aufgabenstellung

Die Erfindung betrifft eine Applikationsvorrichtung zur interstitiellen Bestrahlung biologischen Gewebes mit Hochleistungslaserstrahlung, wobei die Applikationsvor­ richtung flexibel ist und das Laserlicht in einem einstellbaren Verhältnis sowohl als diffuses Streulicht lateral als auch als gerichtete Strahlung in axialer Applikatorrichtung abgegeben wird.

Stand der Technik

Die Anwendung von Licht (insbesondere Laserstrahlung) zur Erzeugung hoher Temperaturen für die Gewebekoagulation als chirurgisches Verfahren ist seit langem bekannt. Insbesondere die interstitielle Applikation von Laser­ strahlung gewinnt zunehmend an Bedeutung. Ziel des Verfahrens ist eine kontrollierte und möglichst homogene Erwärmung ausreichend großer Gewebevolumina durch die lokale Absorption der Laserstrahlung. Bei Temperaturen oberhalb von 45°C kommt es in Abhängigkeit von der Ein­ wirkzeit durch die Denaturierung der Gewebeproteine zu irreversiblen thermischen Zellschäden, die zum sofortigen bzw. verzögerten Absterben der betroffenen Gewebeareale führen. Damit ist insbesondere die Therapie sonst inoperabler Tumore möglich. Das denaturierte und abgestorbene Gewebe verbleibt im Körper (in-situ) und wird von diesem abgebaut bzw. narbig eingekapselt.Üblicherweise werden Laser des nahen infraroten Wellen­ längenbereiches eingesetzt (vorzugsweise der Nd : YAG-Laser bei 1064 nm oder Diodenlaser im Wellenlängenbereich 800-1000 nm), da die optische Eindringtiefe hier besonders groß ist.

In der Praxis werden spezielle, mit Lichtwellenleitern gekoppelte Laserapplikatoren bzw. Diffusorelemente innerhalb des erkrankten Gewebes positioniert. Die Laserapplikatoren, wie sie z. B. aus DE 38 13 227, DE 41 37 983, DE 197 39 456 und DE 198 03 460 bekannt sind, besitzen eine diffuse oder gerichtete Abstrahlung des Laserlichtes. Diese wird dadurch erzielt, dass das dem zu behandelnden Objekt zugewandte Ende des laserstrahlführenden Lichtwellenleiters mechanisch oder chemisch angeraut wird oder die Strahlung in einen mit dem Lichtwellenleiterende verbundenen Streukörper geleitet wird.

Durch die im Vergleich zur sogenannten Bare-Fiber- Anwendung deutlich vergrößerte abstrahlende Oberfläche wird eine unerwünschte Gewebeüberhitzung mit einher­ gehender Karbonisation vermieden. Allen bekannten Laser­ applikatoren gemein ist ihr empfindlicher mechanischer Aufbau, so dass in der Regel spezielle Kathetersysteme, auch Hüllkatheter genannt, in das erkrankte Gewebe punktiert werden müssen, die schließlich die empfind­ lichen Laserapplikatoren aufnehmen. Solche Systeme sind z. B. in DE 41 37 983 und DE 196 14 780 beschrieben und zeichnen sich dadurch aus, dass das dem zu behandelnden Objekt zugewandte Ende des strahlführenden Lichtwellen­ leiters in einem stirnseitig verschlossenen, für Laser­ strahlung transparenten röhrenförmigen Hüllkatheter, z. B. einem am objektseitigen Ende luft- und flüssigkeitsdicht verschlossenen Kunststoffschlauch, angeordnet ist. Zusätzlich hat sich die Kühlung der aktiven Applikator­ zone als äußerst vorteilhaft herausgestellt, weil so die maximale applizierbare Energiemenge deutlich erhöht werden kann, ohne das Risiko der Gewebekarbonisation einzugehen. Die Kühlung erfolgt durch Umströmung der aktiven Applikatorzone mit einem geeigneten Fluid und erfordert spezielle Kathetersysteme, wie sie in US 5,569,240, WO 94/26184, DE 42 21 354 und WO 93/19680 beschrieben sind.

Bei dem üblichen minimal-invasiven Vorgehen erfolgt zunächst die Punktion des Tumors durch die Haut hindurch unter lokaler Betäubung und bildgebender Kontrolle mittels Röntgen-Computertomographie oder Magnetresonanz- Tomographie. Sodann wird in einem weiteren Arbeitsschritt der stirnseitig verschlossene Hüllkatheter im Punktions­ kanal mittels Schleusensystem positioniert und anschließend der eigentliche Laserapplikator eingeführt. Die Überwachung der Therapie erfolgt mit temperatur­ sensitiven bildgebenden Verfahren, vorzugsweise der Magnetresonanz-Tomographie, wie in DE 39 31 854 beschrieben. Anwendung finden die beschriebenen Kombina­ tionen aus Laserapplikator und Kathetersystem zur Verödung von Weichteiltumoren in unterschiedlichen Organen, insbesondere in der Leber, der Prostata und dem Gehirn.

Als Nachteilig hat sich jedoch herausgestellt, dass der starre Aufbau der die Laserstrahlung abgebenden Appli­ katoren den Einsatzbereich deutlich einschränkt. So sind bestimmte Bereiche in der Leber und anderen Organen nicht zugänglich, da die optimale Positionierung des Applikators einen gekrümmten Zugang erfordert, welcher beim Einführen eines starren Laserapplikators sofort zu dessen mechanischer Zerstörung durch Biegemomente führen würde. Auch die Anwendung der Lasertherapie in Kombi­ nation mit flexiblen Endoskopen, z. B. zur Behandlung von Tumoren im Bronchial- oder Gastrointestinaltrakt ist mit den starren Laserapplikatoren aufgrund des hohen Zerstörungsrisikos ausgeschlossen. Darüber hinaus können bereits Atembewegungen des Patienten während der Lasertherapie zu einer mechanischen Zerstörung des starren Applikators führen.

Erste Lösungsansätze sind in der EP 0 437 181 beschrieben, in der spezielle Kunststoffe mit einge­ lagerten Streupartikeln als Diffusorelement Verwendung finden, die von einem Hüllschlauch, auch Lichtleiter­ schlauch genannt, umgeben sind. Die beschriebenen Applikatoren weisen zwar eine Flexibilität in ihrem aktiven Bereich auf, jedoch sind diese aufgrund der fehlenden Thermostabilität der verwendeten Materialien nicht für die thermische Gewebekoagulation geeignet, sondern lediglich für Laserbestrahlungen mit geringer Laserleistung konzipiert, wie sie zum Beispiel in der photodynamischen Therapie benötigt werden. Charakteri­ siert wird der genannte Lösungsansatz zusätzlich durch einen distalen Endspiegel, der die durch das Streumedium durchtretende Reststrahlung in das Streumedium zurück­ reflektiert und so zu einer Verbesserung des Abstrahl­ profils beitragen soll. Darüber hinaus erfolgt die Montage des Applikators mit einem sehr hohen Aufwand, da aufgrund der Durchmesserverhältnisse die Ausrichtung der Faser relativ zum flexiblen Streumedium durch zusätzliche Zentrierzylinder erfolgen muss. Ein vergleichbarer Ansatz ist in US 5,908,415 beschrieben, wobei hier ein dielektrischer Endspiegel Verwendung findet, um den distalen Strahlungsanteil in das Streumedium zurück­ zureflektieren. Auch hier erfolgt die Montage sehr aufwendig durch die Anwendung von thermischen Schrumpf­ schläuchen, eine ausreichende Temperaturstabilität ist auch hier nicht gegeben.

Als gravierender Nachteil in der Anwendung zeigte sich bei den oben beschriebenen flexiblen Lösungsansätzen neben der nicht ausreichenden thermischen Stabilität, dass die erzielten Abstrahlcharakteristika für eine thermische Therapie nicht geeignet sind, da sich in Kombination mit den oben beschriebenen gekühlten Hüll­ kathetern keine homogenen Nekrosezonen erzielen lassen. Insbesondere stellte sich heraus, dass durch die Kühlung der Hüllkatheter der unmittelbar vor dem Applikator liegende Gewebebereich nicht ausreichend erwärmt wird und so eine vollständige Therapie des Zielgewebes primär nicht möglich ist.

Als weiterer wesentlicher Nachteil ist dem in der Praxis tätigen Fachmann bekannt, dass die Lokalisation der Applikatoren im Patienten mit den in der Medizin gebräuchlichen Methoden, insbesondere der Kernspin­ tomographie, äußerst problematisch ist, weil die bekannten Applikatoren im Vergleich zum Körpergewebe bzw. zum Hüllkatheter keinen Kontrastunterschied aufweisen. Damit ist eine Beurteilung der Applikatorposition relativ zum Zielgewebe (z. B. Tumor) nicht möglich. Bereits eine geringfügige Verlagerung des Laserapplikators z. B. durch Atembewegungen kann zu einer Nekrosezone führen, die das Tumorvolumen nicht vollständig einschließt und somit einem Behandlungsmisserfolg verursachen.

Beschreibung

Die Erfindung betrifft eine Applikationsvorrichtung für die thermische Behandlung biologischer Gewebe mit Laserstrahlung gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1. Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Applikationsvorrichtung zu schaffen, welche bei einfacher Herstellung ein flexibles aktives Ende aufweist, in Kombination mit den klinisch eingesetzten Kathetersystemen zur Applikation hoher Laserleistungen geeignet ist, homogene Nekrosezonen erzeugt und in Kombination mit bildgebenden Verfahren eine Überprüfung der Applikatorposition in der Zielregion gestattet.

Die Überlegungen, die zur Entstehung der vorliegenden Erfindung führten, gingen zunächst davon aus, dass ein Abstrahlprofil realisiert werden muss, welches im Gegensatz zur bekannten Technik nicht homogen über die aktive Länge ausschließlich lateral abstrahlt, sondern vielmehr die nicht ausreichende Erwärmung des Gewebes im axial vor dem Applikator/Hüllkatheter gelegenen Bereich durch definierte Strahlungsanteile in axiale Richtung kompensiert. Erfindungsgemäß wird dies dadurch gelöst, dass das Diffusorelement so gestaltet wird, dass ein Strahlungsanteil von vorzugsweise 5-25% in axialer Applikatorrichtung abgegeben wird.

Das Prinzip der flexiblen Laserapplikatoren beruht darauf, dass die Laserstrahlung direkt aus dem distalen Ende des Lichtwellenleiters austritt und unmittelbar in das üblicherweise aus einer Silikonmatrix mit eingebetteten Streuteilchen gebildete Diffusorelement eingekoppelt wird. Dieses ist wiederum von einem Hüll­ schlauch umgeben, so dass die Kombination aus Silikon­ matrix und Hüllschlauch durch Brechung und interne Totalreflexion Lichtleiteigenschaften aufweist, wenn sich die Brechungsindizes von Hüllschlauch und Silikonmatrix hinreichend unterscheiden. Damit stellt der Aufbau aus Silikonmatrix und Hüllschlauch eine Fortführung des eigentlichen Lichtleiters dar und das weitergeleitete Laserlicht kann an den Streupartikeln der Silikonmatrix sukzessive durch Überschreiten des Totalreflexionswinkels lateral aus dem Applikator ausgekoppelt werden.

Als Hauptproblem erwies sich nun bei der Erzielung des gewünschten Abstrahlprofils die Tatsache, dass die ver­ wendeten Materialien für den Hüllschlauch (Fluor- Kohlenwasserstoffe, n = 1.35, z. B. PTFE: Polytetrafluor­ ethylen oder FEP: Tetrafluorethylen-Hexafluor-Propylen) und den Diffusor (Silikon, n = 1.40) sehr ähnliche Brechungsindizes aufweisen. Wird ein solcher Applikator nun wie klinisch üblich in einer wässrigen, bzw. stark wasserhaltigen Umgebung betrieben (n = 1.33), wird bereits Licht mit sehr kleinen Ablenkwinkeln aus der streuenden Silikonmatrix ausgekoppelt, so dass bei Applikatoren mit klinisch relevanten Längen zwischen ein und fünf Zentimetern aufgrund der starken Auskopplung keine ausreichende Strahlungsintensität am distalen Ende des Applikators zur Verfügung steht. Das verbleibende Rest­ licht muss mit einem distalen Endspiegel zurück­ reflektiert werden, um entlang des Diffusors noch eine hinreichend homogene Abstrahlung zu gewährleisten.

Überraschenderweise zeigte sich, dass durch die Beimischung von Partikeln mit Durchmessern im Nanometer­ bereich, vorzugsweise aus Siliziumdioxid, eine Erhöhung des Brechungsindex der Silikonmatrix möglich ist, ohne eine zusätzliche Lichtstreuung zu bewirken. Letzteres ist dadurch begründet, dass der Streuquerschnitt der Nano­ partikel derart klein ist, dass eine Eigenstreuung vernachlässigt werden kann. Die Brechungsindexänderung selbst wird durch das Einlagern der Nanopartikel in die Silikonmatrix hervorgerufen. Für den Erfindungsgedanken ist entscheidend, dass durch die Erhöhung des Brechungs­ index der Silikonmatrix auch Lichtstrahlen, die unter einem größeren Einfallswinkel auf den Hüllschlauch treffen, total reflektiert werden und damit deutlich höhere Laserlichtanteile das distale Ende des Applikators erreichen. Wird nun anstatt eines Spiegels ein trans­ parentes oder opakes Endstück verwendet, so verlässt dieses Restlicht in axialer Richtung den Applikator und bewirkt so eine zusätzliche Erwärmung des axial vor dem Applikator/Hüllkatheter gelegenen Gewebeareals. Durch die Variation des Konzentrationsanteils der Nanopartikel ist es möglich, den Brechungsindex des Silikons so einzu­ stellen, dass für unterschiedliche Applikatorlängen und Streuteilchenkonzentrationen ein definierter Strahlungs­ anteil am distalen Applikatorende erzielt werden kann. Überraschender Weise hat sich darüber hinaus gezeigt, dass das Beimischen der Nanopartikel neben der Erhöhung des Brechungsindex auch die Temperaturbeständigkeit der Silikonmatrix deutlich verbessert. Während es ohne Nanopartikel an Stellen hoher Leistungsdichte bereits bei Temperaturen um 150°C zu einer Selbstentzündung des Silikons kam, erhöhte sich diese Schwelle durch das Beimengen der Nanopartikel auf Temperaturen über 220°C. Begründet wird dies durch die veränderte Vernetzung des Silikons bei dem Vorhandensein der Nanopartikel, so dass eine höhere Temperaturbeständigkeit resultiert und bei gleicher Patientensicherheit deutlich höhere Laser­ leistungen appliziert werden können.

Außerdem konnte beobachtet werden, dass sich durch die Beimischung von Nanopartikeln die Formstabilität bei hohen Temperaturen deutlich verbesserte. Damit wird das Risiko einer durch thermische Formänderungen bedingten Beschädigung des Applikators oder des Schutzkatheters durch lokale Strahlungsüberhöhungen während der Appli­ kation verringert.

In Weiterführung des Erfindungsgedankens werden zusätzlich oder ersatzweise zu den Nanopartikeln weitere Partikel zugesetzt, welche paramagnetische Eigenschaften aufweisen, z. B. Gadolinium-Kristalle, wie sie auch als Kontrastmittel für die Kernspintomographie eingesetzt werden. Hintergrund ist die Tatsache, dass bei der Kernspintomographie, die auch für die Therapieüberwachung bei der Gewebekoagulation genutzt wird, durch elektro­ magnetische Impulse der geeigneten Frequenz die Spins der Atomkerne, insbesondere der Wasserstoffatome, zu einer Präzessionsbewegung angeregt werden, der sogenannten Kernspinresonanz. Das Messverfahren beruht nun darauf, die sogenannten Relaxationszeiten der Kernspins bis zum Übergang in ihre Ausgangslage zu bestimmen. Dies erfolgt über eine hochempfindliche Messung der bei diesem Übergang abgegebenen elektromagnetischen Impulse.

Entscheidend für das diagnostische Aussagevermögen ist dabei die Tatsache, dass die chemische und magnetische Zusammensetzung der Umgebung (z. B. Tumor/gesundes Gewebe) die Relaxationszeiten beeinflusst und so den Kontrast bei der Kernspinuntersuchung hervorruft. Überraschenderweise zeigte sich, dass auch bei dem Einmischen para­ magnetischer Stoffe in eine Silikonmatrix ausgezeichnete Kontrasteigenschaften erreicht werden.

Erfindungswesentlich ist, dass diese Kontrasteigen­ schaften zur Lokalisation des Applikators bei der Therapieüberwachung der Gewebekoagulation genutzt werden. Die Konzentration der Beigemischung richtet sich nach der Magnetfeldstärke des klinisch eingesetzten Kernspin­ tomographen, die üblicherweise zwischen 0,2 und 2 Tesla liegt. Als entscheidender Vorteil der Erfindung muss gewertet werden, das die gesamte Silikonmatrix und damit der ganze aktive Bereich des Applikators zur Darstellung gebracht wird. Somit kann der Arzt die Lage des Applikators relativ zum Tumor in jeder Ebene direkt beurteilen. Kommt es zu einer unerwünschten Verlagerung des Applikators, kann diese sofort festgestellt und korrigiert werden, bevor es zu einem Schaden für den Patienten kommt.

Als weiterer wesentlicher Nachteil der bisher bekannten Applikatoren muss deren sehr aufwendige Montage betrachtet werden. Die Verwendung von Zentrierzylindern erfordert neben hochpräzisen Bauteilen eine Vielzahl von Arbeitsschritten, um einen solchen Applikator aufzubauen. Auch die häufig anzutreffende Verwendung von thermischen Schrumpfschläuchen bereitet insbesondere beim Aufbau von Applikatoren für die Gewebekoagulation erhebliche Probleme. Zum einen erfordert das Schrumpfen der Schläuche Temperaturen von weit über 100°C, so dass der Schutzmantel des Lichtwellenleiters erheblichen thermischen Belastungen ausgesetzt ist, die bis zu dessen Aufschmelzen führen können. Zum anderen weisen Schrumpfschläuche grundsätzlich eine verminderte thermische Stabilität auf, so dass bei der Gewebe­ koagulation mit hochenergetischer Laserstrahlung die Gefahr von deren Zerstörung besteht, was ein hohes Risiko für den Patienten darstellt.

Überraschenderweise zeigte sich, dass eine optimale Verbindung zwischen Lichtwellenleiter, Silikon-Streu­ körper und Hüllschlauch geschaffen werden kann, wenn die Vernetzung des Silikons nicht vor der mechanischen Verbindung mit dem Lichtwellenleiter erfolgt, sondern wenn der Lichtwellenleiter bereits in die unvernetzte Silikonmasse eingetaucht wird. Hierbei ist erfindungs­ wesentlich, dass der Lichtwellenleiter auf einer Länge von einigen Millimetern vom Schutzmantel befreit wird und der Hüllschlauch einen Innendurchmesser aufweist, der größer ist als der Außendurchmesser des Lichtwellen­ leiterkerns. In diesem Fall bildet sich ein Spalt zwischen Lichtwellenleiterkern und Hüllschlauch, der erfindungsgemäß mit der unvernetzten Silikonmatrix gefüllt wird. Durch das anschließende Vernetzen der Silikonmatrix kommt es zu einer dauerhaften Verbindung zwischen Silikonmatrix, Hüllschlauch und Lichtwellen­ leiter, so dass auf zusätzliche Klebungen oder Schrumpfschläuche verzichtet werden kann. Damit können Schlauchmaterialien Anwendung finden, die Hochtemperatur­ stabil sind, wie z. B. solche aus Fluor-Kohlenwsserstoffen (PTFE, FEP, PFA). Weil erfindungsgemäß zwar der Schutzmantel, aber nicht das sogenannte Cladding vom Lichtwellenleiterkern entfernt wird, wird das Laserlicht weiterhin bis zum distalen Ende des Lichtwellenleiters geleitet und es kommt nicht zu einer Einkopplung von Laserstrahlung in den Bereich der Klebefuge, so dass die aktive Länge des Applikators durch diese Verbindungs­ technik nicht beeinflusst wird.

In Weiterführung des Erfindungsgedankens wird in einer alternativen Ausführungsform in der Klebefuge eine Metall- oder Kunststoffhülse befestigt, indem die Hülse über den Lichtwellenleiterkern geschoben und zusammen mit der Silikonmatrix verklebt wird. Die Hülse zeichnet sich dadurch aus, dass sie aus einem para- oder ferro­ magnetischen Material besteht; im Falle einer Kunst­ stoffhülse kann dies beispielsweise durch das Beimischen von Eisenoxidpartikeln in den Kunststoff erzielt werden. Erfindungswesentlich ist wiederum, dass die beschriebene Hülse als Kernspinmarkierung fungiert und durch ihre Lage am proximalen Ende der aktiven Applikatorzone die präzise Beurteilung der Applikatorposition im Kernspintomographen ermöglicht. Da sich die Hülse außerhalb des Strahlungsfeldes des Applikators befindet, ist die Eigen­ absorption der Materialien und damit eine ungewollte Überhitzung unkritisch.

Die Erfindung wird im folgenden anhand der in den Figuren teilweise schematisch dargestellten Ausführungsbeispiele näher beschrieben. Es zeigen

Fig. 1 einen Querschnitt durch das distale Ende einer Applikationsvorrichtung mit einem Hüllschlauch, dessen Innendurchmesser den des Lichtleiter­ schutzmantels überragt,

Fig. 2 einen Querschnitt durch das distale Ende einer Applikationsvorrichtung mit einem Hüllschlauch, dessen Außendurchmesser dem des Lichtleiter­ schutzmantels entspricht und

Fig. 3a, b das distale Ende einer Applikationsvorrichtung mit unterschiedlich ausgeprägtem Endstück.

Beschreibung der Figuren im Einzelnen

Fig. 1 zeigt schematisch eine erfindungsgemäße Applikationsvorrichtung für die interstitielle Bestrahlung biologischen Gewebes mit Laserlicht. Dieses Applikationssystem besteht aus einem Lichtwellenleiter mit einem für die Laserwellenlänge hochtransparenten lichtfortleitenden Quarzglaskern (1), welcher üblicher­ weise mit einem Cladding (1'') und einem äußeren Schutzmantel (Buffer) (1') überzogen ist, wodurch der Lichtwellenleiter seine typische Flexibilität und Bruchfestigkeit erhält. Der Lichtwellenleiter wird an der Seite, die dem zu behandelnden Objekt zugewandt ist, mit einem Streukörper gekoppelt, der das eingekoppelte Laserlicht diffus in alle Raumrichtungen abstrahlt. Hierfür wird das distale Ende des Lichtwellenleiters zentral in einen flexiblen Kunststoffkörper (3) eingebracht, welcher vorzugsweise aus Silikon mit beigemischten Streupartikeln (4) besteht und durch einen Hüllschlauch (2) umschlossen ist. Der Hüllschlauch (2) ist typischerweise ein dünnwandiger, für die verwendete Laserwellenlänge transparenter Schlauch, der vorzugsweise aus einem formstabilen, temperaturfesten Kunststoff aus Fluor-Kohlenwasserstoff (PTFE, FEP, PFA) besteht. Hierbei ist von Bedeutung, dass der Brechungsindex des Hüllschlauchs (2) geringer ist, als der der Silikonmatrix (3), um optimale Lichtleiteigenschaften zu erzielen.

Die Konzentration der Streupartikel (4), die vorzugsweise aus einem Fluor-Kohlenwasserstoff (PTFE, FEP, PFA) bestehen und einige Mikrometer Durchmesser besitzen, ist abhängig vom Durchmesser und der Länge der Silikonmatrix (3), über die das Laserlicht abgestrahlt werden soll. Erfindungswesentlich ist hierbei, dass die Konzentration an Streupartikeln (4) so gewählt wird, dass ein definierter Anteil von 5 bis 25% des eingestrahlten Laserlichtes durch die Silikonmatrix hindurchtritt und vorwärts gerichtet abstrahlt. Weiterhin ist erfindungs­ wesentlich, dass hierzu vor der Vernetzung in die Silikonmatrix nicht streuende, nur einige Nanometer durchmessende Partikel (5), vorzugsweise aus Silizium­ dioxid, eingemischt werden, welche die Eigenschaften der Silikonmatrix (3) positiv beeinflussen. Dies geschieht dergestalt, dass der Brechungsindex der Silikonmatrix (3) durch das Beimischen der Nanopartikel (5) erhöht wird und somit eine effizientere Weiterleitung des Laserlichtes im Streukörper erfolgt. Durch gezielte Variation der Konzentration an Nanopartikeln (5), vorzugsweise zwischen 1 und 10%, ist es möglich, den Strahlungsanteil, der am distalen Applikatorende austritt, genau zu definieren. Darüber hinaus lässt sich durch die Nanopartikel (5) eine verbesserte Vernetzung der Silikonmatrix (3) erzielen, wodurch sich die Temperaturbeständigkeit der Kunststoff­ matrix (3) maßgeblich erhöht. Auf diese Weise ist eine Applikation höherer Laserleistung bei gleicher Patientensicherheit möglich. Als dritte positive Eigen­ schaft der Nanopartikel (5) ergibt sich eine erhöhte Formstabilität der Kunststoffmatrix (3).

Die vorwärtsgerichtete Abstrahlung tritt schließlich durch das Endstück (6, 6', 6'') hindurch. Typischerweise ist dieses Endstück (6, 6', 6'') ein für die Laser­ wellenlänge transparentes oder diffus streuendes Material, welches den Aufbau am distalen Ende der Silikonmatrix abschließt. Das Endstück (6, 6', 6'') ist vorzugsweise aus Quarzglas oder einem Fluor-Kohlen­ wasserstoff (PTFE, FEP, PFA) aufgebaut und ist durch die Wahl eines geeigneten Durchmessers in das distale Ende des Hüllschlauchs (2) fest eingepasst. Das Endstück kann abgeflacht (6) oder in weiteren Varianten als konisch zulaufende Spitze (6') oder als Halbkugel (6'') ausgeführt sein. Die Länge des Endstücks in axialer Applikatorrichtung beträgt vorzugsweise 1 bis 10 mm.

In verschiedenen Ausführungsformen können die Streu­ partikel (4) in der Kunststoffmatrix (3) homogen verteilt, aber auch durch geeignete Herstellungsverfahren in einem Konzentrationsgefälle entlang der Applikator­ achse in der Silikonmatrix (3) angeordnet sein. Im letztgenannten Fall ist die höchste Konzentration an Streupartikeln (4) am distalen Ende der Silikonmatrix (3) zu finden und nimmt je nach Durchmesser und Länge der Silikonmatrix (3) zum proximalen Ende hin ab.

In einer weiteren Ausführungsform werden der Silikon­ matrix (3) paramagnetische Kristalle (8) beigemischt, die sich kontrastreich im Magnetresonanztomographen darstellen. Die Kontrasteigenschaften der paramagnetichen Kristalle (8) werden zur Lokalisation des ganzen aktiven Applikatorbereiches bei der Therapieüberwachung der Gewebekoagulation genutzt. Die Konzentration der paramagnetischen Kristalle (8) richtet sich vorzugsweise nach der Magnetfeldstärke des klinisch eingesetzten Kernspintomographen, die üblicherweise zwischen 0,2 und 2 Tesla liegt.

Die Fixierung der Silikonmatrix (3) und des Hüll­ schlauches (2) an dem Lichtwellenleiter erfolgt vorzugsweise durch eine Verklebung mit der Silikonmatrix (3) selbst, welche sich zwischen Hüllschlauch (2) und mit Cladding (1'') überzogenem Quarzglaskern (1) in einer Klebefuge (7) befindet. Der äußere Schutzmantel (1') des Lichtwellenleiters wird hierfür auf einer Länge von vorzugsweise 5 bis 20 Millimetern am distalen Ende entfernt. Anschließend wird der Lichtwellenleiter in die unvernetzte Silikonmatrix (3) eingetaucht, so dass sich die Klebefuge (7) mit Silikon füllt und es wird der Hüllschlauch (2), dessen Innendurchmesser den Außendurchmesser des Schutzmantels (1') überragt, über den Klebespalt (7) und vorzugsweise einige Millimeter über den Schutzmantel (1') geschoben.

In die Klebespalte (7) wird optional eine kernspinaktive Markierung (9, 9') eingebracht, die vorzugsweise aus einer den Lichtwellenleiter umschließenden Metallhülse (9) oder aus einem Kunststoffschlauch (9') besteht, dem para- oder ferromagnetische Stoffe beigemischt sind. Die kernspin­ aktive Markierung (9, 9') ist von den Maßen so zu wählen, dass der Außendurchmesser dem Innendurchmesser des Schutzschlauches (1') entspricht und die Markierung (9, 9') durch ihre fixe Position den Abstand zur Applikator­ spitze im Kernspin fest definiert.

Der Außendurchmesser der Applikationsvorrichtung liegt vorzugsweise im Bereich von 0,5 bis 3 mm und ist auf die Maße der klinisch eingesetzten Hüllkathetersysteme abgestimmt. Die Gesamtlänge der aktiv abstrahlenden Zone liegt vorzugsweise im Bereich von 5 bis 50 mm und ist entsprechend der Größe des zu therapierenden Gewebe­ volumens auszuwählen.

Fig. 2 zeigt eine andere Variante der erfindungsgemäßen Applikationsvorrichtung, bei der der Außendurchmesser des Hüllschlauches (2) dem Außendurchmesser des Schutzmantels (1') des Lichtwellenleiters entspricht. Die Fixierung des eigentlichen Streukörpers erfolgt ebenso wie bei Fig. 1 typischerweise über die Verklebung mit der Silikonmatrix (3), welche sich in der Klebespalte (7) zwischen Hüllschlauch (2) und mit Cladding (1'') überzogenem Quarzglaskern (1) befindet. Durch den veränderten Durchmesser des Hüllschlauches (2) ist die Breite der Klebefuge (7) reduziert, wodurch die kernspinaktiven Markierungen (9, 9') in ihren Maßen angepasst werden müssen. Gleiches gilt für das Endstück (6, 6', 6''). Als Vorteil dieser Variante gilt der insgesamt verringerte Außendurchmesser der Applikationsvorrichtung, womit Hüllkathetersysteme mit geringerem Außendurchmesser in der klinischen Routine verwendet werden können. Durch die sich entsprechenden Außendurchmesser von äußerem Schutzmantel (1') des Lichtwellenleiters und Hüllschlauch (2) gibt es keinen Absatz an der Übergangsstelle zwischen Schutzmantel (1') und Hüllschlauch (2). Dies erweist sich besonders positiv bei Hüllkathetersystemen, in denen die Laserapplikatoren durch Dichtungssysteme ein- und ausgeführt werden müssen und die Gefahr besteht, den Applikator beim Herausziehen an dem Dichtungssystem vom Lichtwellenleiter abzutrennen.

Fig. 3a zeigt eine weitere vorzugsweise Ausführung des distalen Endstückes. Bei dieser Variante wird das Endstück als konisch spitz zulaufender Zylinder (6') ausgeführt, um eine leichtere Einführung in Hüll­ kathetersysteme zu ermöglichen.

Fig. 3b zeigt eine ähnliche vorzugsweise Ausführung des distalen Endstückes. Diese Variante hat eine abgerundete Spitze am zylindrischen Endstück.

Bezugszeichen

1

Lichtleiterkern

1

' Schutzmantel (Buffer) des Lichtleiters

1

'' Cladding des Lichtleiters

2

Hüllschlauch

3

Silikonmatrix

4

Streupartikel

5

Nanopartikel

6

Endstück

6

' Endstück mit konisch zulaufender Spitze

6

'' Endstück mit abgerundeter Spitze

7

Klebefuge

8

paramagnetische Kristalle

9

Metallhülse

9

' Kunststoffhülse mit eingebetteten para- oder ferromagnetischen Partikeln

Claims (8)

1. Flexible Vorrichtung zur thermischen Verödung von biologischem Gewebe mittels Laserstrahlung mit einem die Laserstrahlung führenden Lichtleiter (1), dessen distales Ende von einem für die Laserstrahlung transparenten Hüllschlauch (2) umgeben ist, welcher das Faserende überragt und in seinem vor dem Faserende liegenden Lumen mit einer Silikonmatrix (3) gefüllt ist, in die Streupartikel (4) eingebettet sind, dadurch gekennzeichnet, dass in eine Kunststoffmatrix, vorzugsweise aus Silikon, nicht-streuende Partikel (5) mit Durchmessern von wenigen Nanometern, vorzugsweise aus Siliziumdioxid, in einem Konzentrationsbereich von vorzugsweise 1-10% eingemischt sind und das distale Ende des Hüllschlauches (2) durch ein für die Laserstrahlung transparentes oder opakes Endstück (6) dicht verschlossen ist.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Endstück (6) vorzugsweise aus Quarzglas oder einem Kunststoff aus der Materialgruppe der Fluor-Kohlenwasserstoffe (z. B. PTFE, FEP, PFA) gebildet wird.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Hüllschlauch vorzugsweise aus einem Kunststoff aus der Material­ gruppe der Fluor-Kohlenwasserstoffe (z. B. PTFE, FEP, PFA) gefertigt ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass zur Erlangung des diffusen Streuvermögens vorzugsweise Kunststoff- Pulver (4) aus der Materialgruppe der Fluor- Kohlenwasserstoffe (z. B. PTFE, FEP, PFA) in die Silikonmatrix eingemischt wird.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die geometrischen Abmessungen von Hüllschlauch und Faserdurchmesser so gewählt sind, dass die Silikonmatrix selbst durch eine zwischen Faser und Hüllschlauch gebildete Klebefuge (7) die mechanische Verbindung von Faser und Hüllschlauch gewährleistet.

6. Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in die Silikonmatrix paramagnetische Kristalle (8), z. B. Gadolinium, zur Erlangung eines Kernspin-Kontrastes eingebettet sind.

7. Vorrichtung nach Anspruch 1-5, dadurch gekennzeichnet, dass das distale Ende der Faser mit einer kernspinaktiven Markierung (9) versehen ist, die aus einer Metallhülse besteht.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1-5, dadurch gekennzeichnet, dass das distale Ende der Faser mit einer kernspinaktiven Markierung versehen ist, die aus einem Kunststoffschlauch (9') besteht, dem ein para- oder ferromagnetischer Stoff beigemischt ist.