DE10393938T5

DE10393938T5 - Vorrichtung und Verfahren zur Zufuhr langwelliger Laserenergie an eine Gewebestelle

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Publication number: DE10393938T5
Application number: DE10393938T
Authority: DE
Inventors: Marvin P. Huntington Beach Loeb
Original assignee: Trimedyne Inc
Current assignee: Trimedyne Inc
Priority date: 2002-12-20
Filing date: 2003-12-19
Publication date: 2006-07-27
Also published as: WO2004058328A3; WO2004058328A2; AU2003299857A8; IL169270A0; US7359601B2; US6953458B2; IL169270A; AU2003299857A1; US20040120668A1; US20060078265A1

Abstract

Laserenergieversorgungsvorrichtung, die zur Zufuhr einer relativ langwelligen Laserenergie zu einem biologischen Gewebe in einem wäßrigen Medium geeignet ist, umfassend:
(a) eine erstreckte hohle Hülse mit einer offenen Öffnung am distalen Endabschnitt derselben und einem geschlossenen proximalen Ende, wobei die Hülse ein Lumen und einen vom proximalen Ende der Hülse beabstandeten und in offener Kommunikation mit dem Lumen stehenden Gaseinlaßanschluß definiert; und
(b) eine Laserenergieleitung mit einem für eine Verbindung mit einer zur Erzeugung von Licht mit einer Wellenlänge von zumindest ungefähr 1.300 Nanometer eingerichteten Laserenergiequelle eingerichteten proximalen Ende und einem zur Zufuhr von der Energiequelle emittierter Laserenergie an eine Gewebestelle eingerichteten distalen Ende;
wobei die Laserenergieleitung im Lumen der Hülse angeordnet ist und durch das geschlossene proximale Ende der Hülse hindurchtritt, das distale Ende der Laserenergieleitung am offenen distalen Ende der Hülse angeordnet ist und der Gaseinlaßanschluß für eine Verbindung mit einer Gasversorgungsquelle für eine gleichzeitige Infusion...

Description

Querverweis auf eine verwandte Anmeldung
Diese Anmeldung ist eine Continuation-in-Part der parallel anhängigen US-Patentanmeldung Nr. 10/324,897 mit Anmeldetag 20. Dezember, 2003.
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft Laserenergieversorungsvorrichtungen und ein Verfahren zu ihrer Anwendung in einer wäßrigen Umgebung. Insbesondere betrifft die Erfindung für die Zufuhr von Laserenergie bei Wellenlängen von ungefähr 1300 bis 11000 nm verwendbare Vorrichtungen zur Zufuhr Laserenergie zu einer Körpergewebestelle mit reduzierter störender Einwirkung durch umgebende wäßrige Fluidmedien.

Hintergrund der Erfindung

Bei Wellenlängen im Bereich von ungefähr 1300 bis 11000 nm (langwellige oder „LW"-Laserenergie) Lichtenergie emittierende Laser stellen hervorragende Verdampfer von Gewebe dar, da ihre Energie stark durch Wasser absorbiert wird, das einen Hauptbestandteil des Gewebes von Säugetieren bildet. Bei Aussetzung gegen derartige langwellige Laserenergie wird das Wasser im Gewebe rasch erwärmt und in Dampf verwandelt, wodurch das Abtragen bzw. Verdampfen des Gewebes bewirkt wird. Diese Eigenschaften machen langwellige Laser insbesondere für das nicht-chirurgische Entfernen bzw. Reduzieren von Gewebe verwendbar.

Typischerweise wird Laserenergie über eine optische Faser oder eine optische Wellenleitervorrichtung, die zur Übertragung langwelliger Laserenergie eingerichtet ist, an eine Gewebestelle zugeführt. Das emittierende Ende der optischen Faser bzw. der Wellenleiter wird in nächster Nähe zur gewünschten Gewebestelle angeordnet. Zunächst wird ein Endoskop im Inneren eines Duktus, einer Körperaushöhlung, eines hohlen Organs oder eines chirurgisch hergestellten Kanals an der Gewebestelle angeordnet. Das Energie emittierende Ende der optischen Faser oder des Wellenleiters wird dann durch einen Kanal im Endoskop eingefädelt, um das emittierende Ende der optischen Faser oder des Wellenleiters in der optischen Position in der Nähe des Gewebes zu plazieren. Typischerweise wird ebenfalls ein faseroptisches Beobachtungsgerät am Arbeitsende des Endoskops positioniert, um die Gewebestelle bei der Bestrahlung mit Laserlichtenergie zu beobachten, und um die richtige Positionierung der ausgesandten Laserenergie zu überprüfen.

Wenn jedoch Wasser, eine Salzlösung oder eine andere wäßrige Flüssigkeit durch das Endoskop infundiert wird, um ein klares Sichtfeld des Gewebes im Innern eines Duktus, einer Körperaushöhlung, eines hohlen Organs oder eines chirurgisch geschaffenen Kanals über die faseroptische Beobachtungseinrichtung sicherzustellen, wird ein wesentlicher Anteil der Laserenergie vergeudet. Die wäßrige Flüssigkeit zwischen dem distalen Ende der optischen Faser und dem Zielgewebe absorbiert einen wesentlichen Teil der Lichtenergie und erzeugt eine Dampfblase, die als eine „optische Kavität" wirkt. Der Rest der Laserenergie tritt durch die Dampfblase hindurch und verdampft das Zielgewebe bzw. trägt dieses ab. Wenn jedoch beim Kollabieren der Dampfblase zwischen Laserenergiepulsen Flüssigkeit in den Raum zwischen dem distalen Ende der optischen Faser und dem Zielgewebe zurückfließt, wird ein Teil der Laserenergie wiederum für einen Verbrauch bei der erneuten Erzeugung der Dampfblase zwischen der optischen Faser und dem Gewebe benötigt, wodurch der Betrag der das Zielgewebe erreichenden Laserenergie verringert wird.

Das oben angegebene Phänomen wurde zuerst von Jeffrey M. Isner et. al. in „Mechansim of laser ablation in an absorbing fluid field", Lasers Surg. Med. 1988; 8(6): 543–54 beschrieben und wird allgemein als der „Moses-Effekt" oder „Abtrennen des Wassers" bezeichnet.

Von der Mitte bis zum Ende der 1990er Jahre wurden langwelliges Licht-aussendende Holmiumlaser zum Herausschneiden von Prostatagewebe verwendet, wie oben beschrieben ist. Während sich jedoch aus dem Verfahren Vorteile ergaben, die mit einem trans-urethralen Herausschneiden der Prostata oder der „TURP"-Prozedur vergleichbar sind, bei der eine Drahtschlinge durch Radiofrequenz-(„RF")-Energie erwärmt wird, um Streifen von Prostatagewebe herauszuschneiden, benötigte die Laserprozedur typischerweise ungefähr 45 min. bis zu einer Stunde für eine kleine (20-30g wiegende) Prostata und mehr als eine Stunde für größere Prostate. Im Ergebnis war die Laserprozedur jedoch nie weiterverbreitet und wird gegenwärtig nur selten verwendet.

Das Ermöglichen einer Verwendung einer wesentlich größeren Menge an Lichtenergie von langwelligen Lasern in einer wäßrigen Flüssigkeitsumgebung zum Verdampfen von Gewebe, ohne daß Energie in beträchtlichem Umfang durch Verdampfen der sich dazwischenbefindenden wäßrigen Flüssigkeit vergeudet wird, wäre erstrebenswert.

Abriß der Erfindung

Eine Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt eine gestreckte hohle Hülse mit einer offenen Öffnung am distalen Endabschnitt derselben und einem geschlossenen proximalen Ende. Die Hülse definiert ein Lumen, einen Gaseinlaßanschluß und ein Gasauslaßtor, das als die offene Öffnung dient. Die offene Öffnung kann im wesentlichen koaxial zu einer Laserenergieleitung in der Hülse angeordnet oder von der longitudinalen Achse derselben versetzt sein. Der Gaseinlaßanschluß ist vom geschlossenen proximalen Ende der Hülse beabstandet und befindet sich in offener Kommunikation mit dem Lumen. Der Gaseinlaßanschluß ist für eine Verbindung mit einer Quelle eines biokompatiblen Gases, wie beispielsweise Luft, Argon, Kohlendioxid, Helium, Stickstoff und dergleichen oder eine Kombination daraus eingerichtet.

Eine Laserenergieleitung, wie beispielsweise eine optische Faser oder ein optischer Wellenleiter ist im Lumen der Hülse angeordnet. Das proximale Ende der Leitung erstreckt sich durch das geschlossene proximale Ende der Hülse. Das proximale Ende der Laserenergieleitung ist für eine Verbindung mit einer Quelle einer relativ langwelligen Laserenergie, d.h. zumindest ungefähr 1300nm und bis zu ungefähr 11000nm, eingerichtet. Das distale Ende der Laserenergieleitung ist im Lumen der Hülse in der Nähe der offenen Öffnung angeordnet. Der distale Endabschnitt der Energieleitung ist zum Aussenden von Laserenergie eingerichtet.

Die Laserenergieversorgungsvorrichtung kann auch ein Handstück am proximalen Ende der Hülse umfassen, um die Handhabung und das Plazieren der Hülse und der Energieleitung zu erleichtern. Der Gaseinlaßanschluß kann vom Handstück beabstandet sein oder kann durch das Handstück selbst definiert sein.

Das distale Ende der Hülse kann zu einer glocken- oder trichterähnlichen Form aufgeweitet sein und kann abgeschrägt sein, falls dies zweckmäßig ist. Das distale Ende der Hülse und die diesem beigefügte Energieleitung können unter einem Winkel gegen die Achse des Handstücks gebogen sein, um das Anordnen des offenen distalen Endes der Hülse gegen das mit der Laserenergie zu bestrahlende Gewebe zu erleichtern. Die Laserenergieversorgungsvor richtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist zur Zufuhr relativ langwelliger Laserenergie zu einem Gewebe in einem wäßrigen Medium unter einem minimalen Verlust an Laserenergie an das Medium geeignet.

Wenn sich an der Gewebestelle eine wäßrige Flüssigkeit befindet, wird Kohlendioxid oder ein anderes biokompatibles Gas in die Hülse oder das Handstück und durch den zwischen der optischen Faser und der Hülse definierten Kanal bzw. Durchgang infundiert und verdrängt die Flüssigkeit im Bereich zwischen dem distalen Ende der Hülse und dem benachbarten Gewebe, wodurch ein im wesentlichen flüssigkeitsfreier Bereich zwischen dem distalen Ende der Energieleitung, von dem die Laserenergie emittiert wird, und dem Gewebe erzeugt wird. Der im wesentlichen flüssigkeitsfreie Bereich läßt zu, daß verglichen mit einer Bestrahlung durch eine wäßrige Flüssigkeit, die notwendigerweise zumindest einen Teil der Laserenergie absorbiert und vergeudet, ein wesentlich größerer Teil der Laserenergie zum Verdampfen des Zielgewebes verwendet werden kann.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen
In den Zeichnungen ist
1. ein Diagramm, das die relative Absorption verschiedener Lichtenergiewellenlängen in Wasser zeigt;
2 eine äußere Ansicht einer Ausführungsform der Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
3 eine Außenansicht einer alternativen Ausführungsform der Vorrichtung aus 2;
4 eine Teilansicht im Querschnitt des distalen Endabschnitts einer Ausführungsform der Vorrichtung aus 3;
5 eine Teilansicht im Querschnitt einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
6 eine teilweise Außensicht der Vorrichtung aus 5, die in der männlichen Urethra zur Behandlung einer Harnverstopfung aufgrund einer vergrößerten Prostata angeordnet ist;
7 eine alternative Ausführungsform der vorliegenden Erfindung teilweise im Querschnitt gezeigt;
8 eine vergrößerte Teilansicht des distalen Endabschnitts einer die vorliegende Erfindung verkörpernden Vorrichtung;
9 eine längs der Ebene 9-9 in 8 aufgenommene Querschnittsansicht; und
10 im Querschnitt noch ein weiterer Endabschnitt einer die vorliegende Erfindung verkörpernden Vorrichtung gezeigt.
Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen
Während die Erfindung auf viele unterschiedliche Arten ausgeführt werden kann, sind in den Zeichnungen spezielle Ausführungsformen der Erfindung gezeigt und hierin beschrieben. Dabei ist zu beachten, daß die vorliegende Offenbarung lediglich eine Veranschaulichung der Prinzipien der Erfindung darstellt, die nicht auf die veranschaulichten speziellen Ausführungsformen beschränkt ist.
Bei der Vorrichtung und gemäß dem Verfahren der vorliegenden Erfindung wird Luft oder ein anderes biologisch kompatibles Gas, wie beispielsweise Argon, Kohlendioxid, Helium, Stickstoff oder eine Mischung daraus, vorzugsweise Kohlendioxid, in eine über einer Laserenergieleitung, wie beispielsweise einer optischen Faser oder einem optischen Wellenleiter, angeordnete Hülse infundiert und verdrängt Flüssigkeit am distalen Ende der Hülse. Lichtenergie von einem optisch mit der Laserenergieleitung gekoppelten Laser wird bei einer Wellenlänge von zumindest ungefähr 1300nm (die hier als langwellige Laserenergie oder LW-Laserenergie bezeichnet wird) vom distalen Ende der Laserenergieleitung emittiert. Die gesamte Hülse umfaßt einen inneren Durchmesser, der etwas größer ist als der äußere Durchmesser der optischen Faser bzw. des Wellenleiters. Vorzugsweise umfaßt der distale Endabschnitt der Hülse einen inneren Durchmesser, der etwas größer ist als der innere Durchmesser des Körpers der Hülse. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist der distale Endabschnitt der Hülse nach außen zu einer trichter- oder glockenähnlichen Form aufgeweitet. Vorzugsweise umfaßt die LW-Laserenergie eine Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1300nm bis ungefähr 11000nm.
Wenn die erfindungsgemäße Laserenergieversorgungsvorrichtung zum Verdampfen von Gewebe in einem Duktus, einem hohlen Organ, einer Körperaushöhlung oder einem chirurgisch erzeugten Kanal verwendet wird, der/das mit einer biologisch kompatiblen, klaren, wäßrigen Flüssigkeit gefüllt ist, wird das distale Ende der Hülse in Kontakt mit dem Zielgewebe oder nahe zu diesem gebracht. Ein biologisch kompatibles Gas wird durch die Hülse infundiert, um die Flüssigkeit zwischen dem distalen Ende der optischen Faser und dem Zielgewebe zu verdrängen, wodurch dazwischen eine Gasblase erzeugt wird. Folglich wird das Zielgewebe verdampft, abgetragen oder geschnitten, ohne Laserenergie durch ein Verdampfen der wäßrigen Flüssigkeit zu vergeuden.
1 veranschaulicht die relative Absorption verschiedener Lichtenergiewellenlängen in Wasser gemäß Y. Hashishin und U. Kubo in „Development of Laser Endoscope for Coagulation and Incision", veröffentlicht in Lasers in the Musculoskeletal System, S. 81–84, Springer-Verlag Berlin (2001). Wie 1 zeigt, wird Lichtenergie von Holmium: YAG, Erbium: YAG, CO und CO₂-Lasern von Wasser stark absorbiert.
2 veranschaulicht ein Laserenergieversorgungssystem, das eine LW-Laserenergiequelle 110 umfaßt, die dazu eingerichtet ist, kontinuierliche, torgesteuerte oder gepulste Laserenergie bei einer Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1300 bis ungefähr 11000nm zu liefern und die optisch mit einer bevorzugten langwelligen Laserenergieversorgungsvorrichtung 10 gemäß der vorliegenden Erfindung verbunden ist. Die Laserenergieleitung 130 erstreckt sich durch das Handstück 140, das zur Erleichterung der Handhabung der Laserenergieleitung 130 vorgesehen ist. Das proximale Ende der Laserenergieleitung 130 umfaßt einen Koppler 120, der für eine Verbindung mit einer langwelligen Laserenergiequelle 110 eingerichtet ist. Das Handstück 140 umfaßt ein Luer-Lock 150, das sich in einer offenen Kommunikation mit dem Handstück 140 befindet, und ein Gasversorgungsrohr 160. Das Gasversorgungsrohr 160 ist abnehmbar am Luer-Lock 150 befestigt und läßt den Transport von Luft oder einem anderen biologisch kompatiblen Gas von einer Versorgungsquelle (nicht gezeigt) in das Handstück 140 zu. Die Hülse 170 erstreckt sich von innerhalb des distalen Endes des Handstücks 140 und definiert ein Lumen, durch das sich die Laserenergieleitung 130 erstreckt. Der distale Endabschnitt 180 der Hülse 170 ist offen und läßt ein Austreten von Gas, das in die Hülse 170 durch das Luer-Lock 150 infundiert wird, aus der Hülse 170 an derem offenen Ende zu.
Die Hülse 170 kann aus jedem biologisch kompatiblen steifen oder halb-steifen Material hergestellt sein. Vorzugsweise ist die Hülse 170 aus nicht rostendem Stahl, einem steifen oder halb-steifen Kunststoffmaterial oder einer flexiblen Formgedächtnislegierung aus Nickel-Titan, wie beispielsweise Nitinol hergestellt, das von der Memry Inc., Bethel, CT. erhältlich ist. Geeignete halb-steife Kunststoffmaterialien umfassen Polyvinylchlorid, Blockpolyethe ramide und ähnliche Materialien. Der distale Endabschnitt 180 der Hülse 170 kann aus demselben Material hergestellt sein wie die Hülse 170 oder aus einem anderen Material, wie beispielsweise einem natürlichen oder synthetischen Gummimaterial oder aus einem weichen Kunststoffmaterial, um einen gefahrlosen Kontakt mit biologischem Gewebe zu erleichtern. Alternativ kann der distale Endabschnitt 180 der Hülse 170 mit einem natürlichen oder synthetischen Gummi überzogen sein.
3 veranschaulicht eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Bei der Vorrichtung 15 umfaßt der distale Endabschnitt anstelle einer zylindrischen Form, wie sie beispielsweise in 2 gezeigt ist, einen nach außen aufgeweiteten distalen Endabschnitt 190. Der aufgeweitete distale Endabschnitt 190 kann eine Fortsetzung der Hülse 170 oder ein getrenntes Teil sein, das fest am distalen Ende der Hülse 170 befestigt ist. Die Hülse 170 und der aufgeweitete distale Endabschnitt 190 derselben kann aus demselben oder aus anderen Materialien hergestellt sein, wie für die in 2 abgebildete Ausführungsform beschrieben wurde.
4 ist eine Teilansicht im Querschnitt einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der LW-Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung 20 umfaßt ein Handstück 220, das einen Anschluß 222 und eine Kammer 224 definiert, und eine Hülse 230. Die Hülse 230 ist fest am distalen Ende des Handstücks 220 befestigt und definiert ein Lumen 232, das sich in offener Kommunikation mit der Kammer 224 befindet. Die Hülse 230 umfaßt einen distalen Endabschnitt 240, der einen größeren inneren Durchmesser umfaßt als der innere Durchmesser des restlichen Teils der Hülse 230. Die Laserenergieleitung 210 erstreckt sich durch das Handstück 220, die Kammer 224 und das Lumen 232. Das distale Ende 212 der Laserenergieleitung 210 ist näherungsweise am offenen distalen Ende 242 der Hülse 230 positioniert. Die Laserenergieleitung 210 ist an ihrem proximalen Ende für eine Verbindung mit einer LW-Laserenergiequelle (nicht gezeigt) eingerichtet. Die Laserenergieleitung 210 bildet mit dem Handstück 220 im Bereich 226, in dem sich die Leitung 210 in die Kammer 224 erstreckt, eine flüssigkeits- und gasdichte Dichtung bzw. Verschluß.
Das Nadelventil 254 ist abdichtbar am Anschluß 222 des Handstücks 220 befestigt. Der Knopf 252 ist betriebstechnisch so am Nadelventil 254 befestigt, daß ein Drehen des Knopfes 252 im Uhrzeigersinn das Nadelventil 254 beispielsweise in einer geschlossenen Position ver schließt bzw. abdichtet. Darauffolgend wird das Nadelventil 254 durch Drehen des Knopfes 252 im Gegenuhrzeigersinn in eine offene Position bewegt. Das Luer-Lock 260 definiert einen Kanal 262 und ist mit dem proximalen Ende des Nadelventils 254 verbunden. Wenn sich das Nadelventil 254 in der geöffneten Position befindet, ist der Kanal 252 des Luer-Locks 260 in offener Kommunikation mit dem Anschluß 222 und der Kammer 224 des Handstücks 220 und mit dem Lumen 232 der Hülse 230.
5 veranschaulicht eine besonders bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Laserenergieleitung 310 in der Vorrichtung 30 erstreckt sich durch das Handstück 320 und ist fest daran befestigt. Die Hülse 330 erstreckt sich in das Handstück 320 und ist am Handstück 320 mittels eines Klebstoffs oder eines ähnlichen Mittels befestigt. Die Hülse 330 ist unter einem Winkel φ gegen die Achse A des Handstücks 320 gebogen. Die Hülse 330 kann beispielsweise aus nicht rostendem Stahl, einem steifen oder halb-steifen Kunststoff oder einer Formgedächtnislegierung aus Nickel-Titan, wie beispielsweise Nitinol, oder einer Kombination aus beliebigen dieser Materialien hergestellt sein.
Wenn die Hülse 330 aus nicht rostendem Stahl hergestellt ist, ist der Winkel φ, mit dem die Hülse 330 gebogen werden kann, durch den relativen äußeren Durchmesser der Hülse 330 und den inneren Durchmesser eines Endoskops, durch welches die Hülse 330 beim Gebrauch der Vorrichtung 30 positioniert wird, begrenzt. Wenn die Hülse 330 aus einer flexiblen Formgedächtnis-Legierung oder aus einem flexiblen oder halb-steifen Kunststoff hergestellt ist, kann der Biegewinkel φ der Hülse 330 im Bereich von ungefähr 20° bis ungefähr 120° gegenüber der Achse A und vorzugsweise im Bereich von ungefähr 30° bis ungefähr 90° gegenüber der Achse A liegen.
Wenn die Hülse 330 aus einem flexiblen Material, wie beispielsweise einem flexiblen oder halb-steifen Kunststoff oder einer flexiblen Formgedächtnis-Legierung hergestellt ist, verringert sich der Winkel φ, wenn die Hülse 330 in einem Endoskopkanal eingezwängt bzw. eingeschränkt ist. Wenn sich die Hülse 330 durch einen Endoskopkanal erstreckt, nimmt der Winkel φ mit dem Hervortreten des distalen Endabschnitts 340 der Hülse 330 vom distalen Ende des Endoskopkanals zu. Die Hülse 330 ist vorzugsweise aus einer Nickeltitan-Formgedächtnis-Legierung, wie beispielsweise Nitinol, hergestellt.
In der Vorrichtung 30 definiert die Hülse 330 ein Lumen 332 und eine vom Handstück 320 beabstandete Öffnung 350. Das Fitting 360 einschließlich des Anschlusses 370 bildet eine flüssigkeits- und gasdichte Dichtung bzw. Verschluß um die Hülse 330 und ist so um die Hülse 330 angeordnet, daß sich der Anschluß 370 in offener Kommunikation mit der Öffnung 350 der Hülse 330 befindet. Das Luer-Lock 380 ist am Anschluß 370 fest verbunden, so daß sich das Luer-Lock 380 und der Anschluß 370 in offener Kommunikation mit dem Lumen 332 der Hülse 330 befinden.
Wie in 5 gezeigt ist, ist der aufgeweitete distale Endabschnitt 340 der Hülse 330 abgeschrägt, so daß das offene Ende 342 der Hülse 330 im wesentlichen parallel zur Achse A des Handstücks 320 ist. Auf dem Handstück 320 ist ein Knopf 390 angeordnet, um die Biegerichtung der Hülse 330 anzuzeigen.
6 veranschaulicht die für einen Gebrauch bei der Behandlung einer urethalen Restriktion aufgrund einer vergrößerten Prostata positionierte Hülse 330 der Vorrichtung 30 (5). Die Hülse 330 erstreckt sich durch einen Kanal 410 eines Endoskops 400. Das Endoskop 400 ist in der männlichen Urethra 420 gerade noch proximal zur Prostata 430 angeordnet. Der aufgeweitete distale Endabschnitt 430 der Hülse 330 ist so angeordnet, daß er die innere Oberfläche der Urethra 420 über dem Lobus 440 der Prostata 430 berührt. Der aufgeweitete distale Endabschnitt 340 der Hülse 330 ist unter einem Winkel abgeschrägt, wie oben beschrieben wurde. Der Abschrägungswinkel der Aufweitung wird so gewählt, daß er den Winkel der Biegung in der Hülse 330 ergänzt, wodurch ermöglicht wird, daß der aufgeweitete distale Endabschnitt 430 der Hülse 330 die innere Oberfläche der Urethra 420 in der Kontaktzone 450 wirkungsvoll berührt.
Beim Gebrauch wird ein biokompatibles Gas, wie beispielsweise Luft, Stickstoff, Helium, Argon, Kohlendioxid oder Mischungen daraus durch die Hülse 330 infundiert, so daß die umgebende Flüssigkeit verdrängt wird und eine Gasblase 460 in und um die Kontaktzone 450 gebildet wird. Überschüssige Gasblasen 480 sind aus der Hauptgasblase 460 entweichend dargestellt. Die Gasblase 460 verdrängt Fluid von der Kontaktzone 450, wodurch ein fluidfreier Bereich erzeugt wird, durch den LW-Laserlichtenergie mit einem relativ geringen Verlust hindurchgelangen kann. Die Lichtenergie von einem LW-Laser kann dann vom distalen Endabschnitt 340 der Hülse 330 durch eine Laserenergieleitung 310 (nicht gezeigt), die in der Hülse 330, wie oben beschrieben wurde, angeordnet ist, emittiert werden. Zur Verdrän gung des Fluids an der Kontaktzone 450 ist lediglich sehr wenig Gas erforderlich und überschüssige Gasblasen 480 entweichen von der Gasblase 460 an der Kontaktzone 450 und können vom umgebenden Fluid absorbiert werden.
Der Abstand des Fluids von der Kontaktzone 450 läßt zu, daß Gewebe mittels der LW-Laserenergie vom darunterliegenden Lobus 440 der Prostata 430 wirkungsvoll abgelöst bzw. verdampft werden kann. Der aufgeweitete distale Endabschnitt 430 der Hülse 330 kann entlang des Lobus 440 bzw. 470 bewegt und es kann Gas während der Emission der LW-Laserenergie infundiert werden. Alternativ kann, wenn Gewebe in ausreichendem Umfang von der Kontaktzone 450 durch Laserstrahlung entfernt wurde, der aufgeweitete distale Endabschnitt 440 der Hülse 330 umpositioniert werden, so daß eine weitere Kontaktzone 450 mit dem Lobus 440 oder Lobus 470 der Prostata 430 gebildet wird. Es kann wiederum Gas infundiert und, je nach Bedarf, LW-Laserenergie auf das Gewebe angewandt werden, um eine urethrale Restriktion in der Prostata 430 zu beseitigen.
7 veranschaulicht eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung 50 ist ähnlich zur in 4 gezeigten Vorrichtung 20 mit der Ausnahme, daß anstelle einer Zufuhr von Laserenergie nach vorne, die distale Endoberfläche 522 der optischen Faser 510, die sich von der Laserenergiequelle 110 durch das Handstück 520 und die Hülse 530 erstreckt, mit einem Winkel von ungefähr 35° bis 45° und vorzugsweise von ungefähr 38° bis 42° in eine prismenähnliche Form abgeschrägt wurde und Laserenergie von einer Seite der Vorrichtung über das Laserenergietor 532 in der Seitenwand der Hülse 530 am distalen Endabschnitt derselben zugeführt wird.
Ein Hüll- und Puffer-Überzug 524 aus Kunststoff umschließt und schützt die optische Faser 510. Der Hüll- bzw. Puffer-Überzug 524 ist vorzugsweise aus Vinyl und einem Polyfluorkohlenstoff (Teflon) hergestellt, kann jedoch aus einer Vielzahl anderer Materialien hergestellt sein, wie im Stand der Technik bekannt ist. Bei dieser Ausführungsform wurde der Hüll- und Puffer-Überzug 524 aus Kunststoff vom distalen Endabschnitt der optischen Faser 510 entfernt und der freigelegte Endabschnitt der optischen Faser 510 ist in einer Quarz- oder Kieselglaskapillarröhre 528 eingekapselt.
Das proximale Ende der Kapillarröhre 528 ist fest um den proximalen freigelegten Abschnitt der optischen Faser 510 durch thermisches Fixieren oder einen Klebstoff befestigt, wie im Stand der Technik bekannt ist. Die Kapillarröhre 528 erzeugt eine Luftumgebung (die einen Brechungsindex von 1 aufweist) um die prismenartige, abgeschrägte distale Endfläche 522 einer optischen Faser 510 (mit einem Brechungsindex von 1,46) aus Quarz oder Kieselglas. Der höhere Brechungsindex der Quarz- oder Kieselglasfaser ist für eine totale innere Reflektion der Lichtenergie notwendig. In Wasser mit dem Brechungsindex 1,33 ist die Differenz der Brechungsindizes nicht ausreichend, um diesen Effekt hervorzurufen.
Die Hülse 530 erstreckt sich vom distalen Ende des Handstücks 520 über die optische Faser 510 und endet in einem abgerundeten oder stumpfen Endabschnitt 542, der alternativ als eine scharfe Spitze oder mit einer spritzenähnlichen Form ausgeführt sein kann, um ein Eindringen in Gewebe zu erleichtern. Die Seitenöffnung 532 in der Hülse 530 gegenüber der Laseremittierenden abgeschrägten Endoberfläche 522 der optischen Faser 510 ermöglicht, daß die zur abgeschrägten Endoberfläche 552 übertragene Laserenergie seitlich aus der Hülse 530 unter einem Winkel von ungefähr 70° bis 90° gegenüber der longitudinale Achse der Vorrichtung, wie durch die gepunktete Linie 529 gezeigt ist, aus der Hülse 530 austritt.
Ein biokompatibles Gas, wie beispielsweise Kohlendioxid, das gleichzeitig durch den Luer-Anschluß 562 des Luer-Fittings 560 in die Hülse 530 infundiert wird, fließt durch den Kanal 534 und tritt durch die Öffnung 532 aus, wobei eine wäßrige Spülflüssigkeit, die das zu verdampfende Gewebe, Blut und Körperflüssigkeiten aus dem Bereich zwischen der Laseremissionsoberfläche 526 der Kapillarröhre 528 und dem zu behandelnden Gewebe verdrängt wird, und eine Reduktion bzw. Beseitigung der ansonsten beim Verdampfen der dazwischen liegenden Flüssigkeit auftretenden Verluste an Laserenergie erreicht wird, wodurch der Wirkungsgrad der Abtragung von Gewebe der Vorrichtung erhöht wird. Der Knopf 538 an der Seite des Handstücks 520 gegenüberliegend der Emissionsrichtung der Laserenergie dient zum Einschalten der Laserquelle 110, wenn der Knopf 538 gedrückt wird, und zeigt der Bedienperson visuell und taktil die Richtung an, in die die Laserenergie ausgesandt wird.
Eine Schicht oder ein Überzug aus einem reflektierenden Material 540 erstreckt sich über ungefähr 30° bis 280° und vorzugsweise über ungefähr 60° bis 240° der Rückoberfläche bzw. Laserenergie-nicht-emittierenden Oberfläche der Kapillarröhre 528 und reflektiert Streulaserenergie und vom Zielgewebe zurückgestreute Laserenergie durch die Seitenöffnung 532 in der Hülse 530 zurück nach außen. Bei dem reflektierenden Material 540 kann es sich um Gold, Silber, Kupfer, ein Dielektrikum oder ein anderes Material handeln, das die verwendete Laserenergiewellenlänge wirkungsvoll reflektiert. Zum Reflektieren von Laserenergie bei Wellenlängen von 800 bis 1200nm wird Gold bevorzugt. Silber wird zur Reflektion von Laserenergie bei Wellenlängen von 1800 bis 2200nm bevorzugt, da es bei der Reflektion dieser Laserenergie Wellenlängen in etwa so wirkungsvoll wie Gold und kostengünstiger ist.
Wie in 8 gezeigt ist, wird bei der Vorrichtung 60 eine optische Faser 610 verwendet, deren Puffer-Überzug und Vinyl-Umhüllung 624 am distalen Endabschnitt entfernt wurden. Die distale Endoberfläche 622 der optischen Faser 610 wurde mit einem Winkel von 35° bis 50° und vorzugsweise bei ungefähr 38° bis 42° in eine prismenähnliche Form abgeschrägt. Die optische Faser 610 wird durch Abstandshalter 650, 652 und 654, die in weiteren Einzelheiten in 9 gezeigt sind, in der Hülse 630 zentriert gehalten. Bei dieser Ausführungsform ist das distale Ende 642 der Hülse 630 in einer spritzenähnlichen Form hergestellt, um ein Eindringen in Gewebe zu erleichtern. Das distale Ende der Hülse 630 ist mit einem Stopfen 644 aus einem Klebstoff oder einem anderen Material verschlossen, wie im Stand der Technik bekannt ist, um einen Eintritt von Gewebe in das distale Ende der Hülse 630 zu verhindern. Das distale Ende 642 der Hülse 630 kann auch mit einer scharfen Spitze oder einer stumpfen oder abgerundeten Form hergestellt sein. Eine Schicht aus einem reflektierenden Material 640 refeflektiert Streuenergie über die Seitenöffnung 632 nach außen.
Um eine Luftumgebung um die abgeschrägte Endoberfläche 622 der optischen Faser 610 aufrecht zu erhalten, ist keine Kapillarröhre erforderlich, falls ein biokompatibles Gas, wie beispielsweise Kohlendioxid kontinuierlich durch den Raum 634 zwischen der Außenseite der optischen Faser 610 und der Innenseite der Hülse 630 infundiert wird. Das Gas strömt über die abgeschrägte distale Endoberfläche 622 der optischen Faser 610, wodurch eine Gasumhüllung um diese erzeugt wird und auch wäßrige Flüssigkeiten aus dem Raum zwischen der Laserenergie emittierenden Oberfläche der optischen Faser 610 und dem Zielgewebe verdrängt werden. Die emittierte Laserenergie tritt über den Seitenanschluß 632 aus.
9 ist eine Endansicht der Vorrichtung 60 aus 8 aufgenommen an der Ebene 9-9 im Querschnitt. Wie gezeigt ist, halten drei Abstandshalter 650, 652, 654 die optische Faser 610 in der Mitte der Hülse 630, wobei jedoch ein Raum für ein Strömen von Gas über die distale abgeschrägte Endoberfläche 622 der optischen Faser 610 und aus der Seitenöffnung 632 der Hülse 630 gelassen ist. Zusätzlich zur Erzeugung einer Gasumgebung um die abgeschrägte Oberfläche 522 der optischen Faser 610 verdrängt ein aus der Seitenöffnung 632 der Hülse 630 austretender Gasstrom eine wäßrige Spülflüssigkeit, Blut und andere Körperflüssigkeiten aus dem Raum zwischen der Laserenergie emittierenden Oberfläche der optischen Faser 610 und dem Zielgewebe, wodurch der Energieverlust und die Abtragungseffizienz, die vorläge, falls ein derartiges Gas nicht durch den Raum 634 infundiert würde, vermieden oder zumindest minimiert wird.
Wie in 10 dargestellt ist, umfaßt die Vorrichtung 70 eine Hülse 730 mit einem geschlossenen distalen Ende 742 und einer optischen Faser 710, wobei ein kurzer Abschnitt aus einem lichtdurchlässigen Material 715 gegenüber dem distalen Ende derselben angeordnet ist. Das lichtdurchlässige Material 715 umfaßt vorzugsweise einen beträchtlich höheren Brechungsindex als den von Wasser oder einer Salzlösung (die einen Brechungsindex von 1,33 aufweisen). Bevorzugte Materialien umfassen beispielsweise synthetischen Saphir der einen Brechungsindex von ungefähr 1,745 aufweist) und mit Metalloxiden dotiertes Quarz bzw. Kieselerde, wie beispielsweise SFL 57, hergestellt von Schott Glass Technologies, Inc. Duryea, PA (das einen Brechungsindex von ungefähr 1,811 aufweist). Die reflektierende Schicht 740 auf der Innenseite der Hülse 730 reflektiert Streuschichtenergie zur Seitenöffnung 732.
Die Verwendung derartiger Materialien mit hohem Brechungsindex ist im sich im gemeinsamen Besitz befindenden US-Patent 5,496,309 beschrieben, das entsprechend dem relevanten Umfang hierin durch Bezugnahme miteinbezogen wird. Das Material 715 kann durch ein Band oder eine Hülse 717 zum distalen Ende der optischen Faser 710 gegenüberliegend in Position gehalten werden, das aus einem Wärme-schrumpfbaren Kunststoff oder einem für die Aufnahme des distalen Endes der optischen Faser 710 und des proximalen Endes des Materials 715 größenangepaßten Kunststoff- oder Metall-Fitting hergestellt sein kann, das darin durch einen Klebstoff oder durch Kröpfen oder beides befestigt sein kann. Die distale Endoberfläche 722 des Materials 715 ist unter einem Winkel von ungefähr 35°–50° und vorzugsweise ungefähr 38–42° abgeschrägt, womit eine Prismen-artige Form erzeugt wird.
Wenn ein Gas, wie beispielsweise Kohlendioxid, kontinuierlich durch den Raum 734 zwischen der Außenseite der optischen Faser 710 und der Innenseite der Hülse 730 infundiert wird und über das Material 715 und aus dem Seitenanschluß 732 der Hülse 730 strömt, verdrängt es eine wäßrige Spülflüssigkeit, Blut und andere Körperflüssigkeiten aus dem Raum zwischen der Laserenergie emittierenden Oberfläche des Materials 715 und dem Zielgewebe, wodurch der Verlust der Abtragungseffizienz, der ansonsten auftreten würde, miniert wird.
Da der Brechungsindex eines der oben beschriebenen, bevorzugten Materialien 715 beträchtlich größer ist als der von Wasser oder einer Salzlösung, ist eine Gasumgebung um die abgeschrägte distale Endoberfläche 722 des Materials 715 nicht erforderlich, um eine totale innere Reflektion zu erreichen. Jedoch funktioniert eine derartige Vorrichtung aufgrund des niedrigeren Brechungsindex des Gases effizienter in einer Gasumgebung als in Wasser oder einer Salzlösung.
Wie in 10 gezeigt ist, wird optional ein Ballon 719 über dem distalen Endabschnitt der Hülse 730 angeordnet und verschließt die Seitenöffnung 732. Das distale Ende 742 der Hülse 730 ist abgerundet oder stumpf. Der Ballon 719 kann fest an der Außenseite der Hülse 730 mittels eines Klebstoffs, durch Reibung oder durch ein anderes im Stand der Technik bekanntes Mittel fest befestigt sein. Alternativ kann ein Ballon 719 an der Außenseite der Hülse 730 durch einen permanent klebenden Klebstoff und dergleichen abnehmbar befestigt sein. Der Ballon 719 ist aus einem Material hergestellt, das für die Wellenlänge der verwendeten Laserenergie durchlässig oder transparent ist.
Wenn ein biokompatibles Gas durch den Raum 734 zwischen der Außenseite der optischen Faser 710 und der Innenseite der Hülse 730 infundiert wird und über das Material 715 und aus der Seitenöffnung 732 im distalen Endabschnitt der Hülse 730 strömt, bläht es den Ballon 719 auf. Wird der Ballon 719 der Vorrichtung 70 in Kontakt mit dem Zielgewebe gebracht und aufgebläht, verdrängt der Ballon 719 wiederum eine wäßrige Spülflüssigkeit, Blut und andere Körperflüssigkeiten aus dem Raum zwischen dem Ball und dem Zielgewebe. Die durch die optische Faser 710 übertragene Laserenergie tritt durch den Ballon 719 zum Zielgewebe hindurch und es tritt im wesentlichen kein Verlust an Laserenergie auf, da die sich dazwischen befindenden wäßrigen Flüssigkeiten verdrängt wurden.
Der Ballon 719 kann nach jedem Gebrauch von der Vorrichtung entfernt werden, so daß die Vorrichtung 70 sterilisiert werden kann und ein neuer steriler Ballon an der Außenseite der Hülse 730 befestigt werden kann. Auf diese Weise kann die Vorrichtung 70 wiederverwendet werden, wodurch die Kosten für den Nutzer reduziert werden.
Des weiteren wird die Vorrichtung 70 durch den geblähten Ballon 719 um einen bestimmten Abstand vom Zielgewebe entfernt beabstandet, wodurch ein Divergieren des Laserenergiestrahls zugelassen wird und auf eine größere Fläche des Zielgewebes auf eine gleichförmigere Weise einwirken kann. Der Ballon 719 kann auch mit der Vorrichtung 50 aus 7 oder der Vorrichtung 60 aus 8 (vorausgesetzt deren distales Ende ist abgerundet oder stumpf) verwendet werden, um dieselben Ziele zu erreichen.
Die in den 7 und 10 dargestellten Vorrichtungen können beispielsweise durch ein Endoskop in die männliche Urethra, um zur Behandlung einer benignen Hyperplasie der Prostata (BPH) überschüssiges Gewebe einer vergrößerten Prostata zu verdampfen, oder zum Koagulieren der endometranen Auskleidung des Uterus in den weiblichen Uterus eingeführt werden, um eine übermäßige Blutung zu behandeln. Diese Prozedur wird Endometranablation genannt. Die Vorrichtung aus 8 kann beispielsweise in den Lobus einer vergrößerten Prostata eingeführt werden, um überschüssiges Gewebe interstitiell zu verdampfen, ohne die empfindliche Urethra mit Ausnahme der Punktur zu verletzen. Eine derartige Vorrichtung kann auch beispielsweise in einen massiven Tumor eingeführt werden und unter Abstrahlung von Laserenergie wie ein Leuchtturm gedreht werden, um den Tumor zu koagulieren oder zu verdampfen.
Die Vorrichtungen und Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung können durch ein Endoskop in einem flüssigen Medium verwendet werden, um Tumorgewebe oder nicht malignes Fibromgewebe im weiblichen Uterus rasch zu verdampfen, abzutragen, herauszuschneiden oder zu koagulieren, die Oberfläche des Uterus zur Behandlung von Menorrhagie zu koagulieren, oder Tumorgewebe an anderer Stelle im Körper einschließlich der Niere, des Magens oder anderer Organe zu verdampfen oder zu koagulieren. Unter Verwendung einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann LW-Laserlichtenergie wirkungsvoll zum Koagulieren blutender Gefäße bei einem tieferen Laserenergiepegel als bei herkömmlichen Laserenergievorrichtungen verwendet werden, wodurch die Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung nach der Verdampfungs- oder Resektionsprozedur zum Koagulieren oder Kauterisieren beliebiger verbliebener Blutgefäße verwendet werden können. Eine niedrigere Laserenergie kann auch zum Schrumpfen von Geweben, wie beispielsweise des Nukleus pulposus oder des Annulus einer Bandscheibe verwendet werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird auch ein Verfahren zur Zufuhr einer relativ langwelligen Laserenergie zu einem Körpergewebe in einem wäßrigen Flüssigkeitsmedium bereitgestellt. Das Verfahren umfaßt das Positionieren einer Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung in einem Körperlumen oder einer Aushöhlung, wie bei spielsweise der männlichen Urethra, der weiblichen Gebärmutteraushöhlung, einem Blutgefäß oder einem chirurgisch vorbereiteten Kanal. Die Vorrichtung wird so angeordnet, daß das distale Ende der Vorrichtung sich in Kontakt mit einer mit Laserenergie zu bestrahlenden Gewebestelle befindet. Eine Gasversorgungsquelle, die betriebstechnisch mit dem Gaseinlaßanschluß verbunden ist, liefert einen Strom eines biologisch kompatiblen Gases durch das Lumen der Vorrichtungshülse, das aus dem Lumen am offenen distalen Ende desselben in Kontakt mit dem Gewebe austritt. Das Gas wird bei einem Druck und einer Durchflußmenge zugeführt, die ausreichend ist, um das die Gewebestelle umgebende wäßrige Fluidmedium am Punkt des Kontaktes mit dem distalen Ende der Hülse zu verdrängen und eine im wesentlichen flüssigkeitsfreie Zone zwischen dem distalen Ende der Laserenergieleitungskomponente der Vorrichtung und dem zu behandelnden Gewebe aufrechtzuerhalten.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform umfaßt das Verfahren die Schritte:

(a) Bereitstellen eines Endoskops, das zumindest einen Kanal mit einem offenen distalen Ende und einem offenen proximalen Ende definiert;
(b) Bereitstellen einer Quelle einer langwelligen Laserenergie, wobei eine Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung betriebstechnisch mit der Laserenergiequelle gekoppelt ist, und eine Quelle eines biokompatiblen Gases, die betriebstechnisch mit der Laserenergieversorgungsvorrichtung verbunden ist;
(c) Positionieren des Endoskops in einem Körpergewebelumen oder Aushöhlung, so daß das offene distale Ende des Endoskopkanals gegenüberliegend zu oder in der Nähe einer Gewebestelle angeordnet ist, für die eine Laserenergiebehandlung erforderlich ist;
(d) Positionieren der Laserenergieversorgungsvorrichtung durch den Endoskopkanal, so daß sich das distale Ende der Vorrichtung sich durch das offene distale Ende des Endoskopkanals erstreckt und eine Körpergewebestelle berührt, für die eine Laserenergiebehandlung erforderlich ist;
(e) Zuführen von Gas von der Quelle eines biokompatiblen Gases durch die Laserenergieversorgungsvorrichtung zur Gewebestelle bei einem Druck und einer Durchflußmenge, der/die ausreichend ist, um Flüssigkeit von der sich in Kontakt mit dem offenen distalen Ende der Hülse befindenden Gewebestelle zu verdrängen und einen im wesentlichen flüssigkeitsfreien Bereich zwischen dem distalen Ende der Laserenergieleitung und dem Körpergewebe aufrechtzuerhalten; und
(f) Zuführen langwelliger Laserenergie von der Laserenergiequelle durch den im wesentlichen flüssigkeitsfreien Bereich zum Gewebe für eine Zeitperiode und bei einer Laserenergieintensität, die ausreichend ist, um das Gewebe zu behandeln.

Die Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung können für Behandlungen, wie beispielsweise für eine wirksame Fragmentierung oder Verdampfung von Steinen im Harntrakt (eine Lithotripsie genannte Prozedur), zum Verdampfen von Knochen der Lamina oder anderer Verlängerungen der Wirbelsäule, um den foraminalen Raum in der Spina zu öffnen und das Verdampfen eines Teils einer vorgefallenen, gebrochenen oder degenerierten Bandscheibe oder das Schrumpfen bei einem niedrigeren Energiepegel zu ermöglichen, um eine urethrale Restriktion aufgrund einer vergrößerten Prostata zu beseitigen, um ein Tumorgewebe zu verdampfen oder koagulieren, um ein Gewebe zu kauterisieren und dergleichen, verwendet werden.
Zweckmäßige Laserenergiequellen in Verbindung mit der Vorrichtung und dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung umfassen gefilterte Nd:YAG-Laser der dritten Harmonischen, die bei ungefähr 1.440 Nanometer emittieren, Holmium:YAG-Laser und dergleichen, die bei ungefähr 2.100 Nanometer emittieren, Erbium:YAG-Laser und dergleichen, die bei ungefähr 2.940 Nanometer emittieren, Kohlenmonoxid-(CO)-Laser, die bei ungefähr 6.000 Nanometer emittieren und Kohlendioxid-(CO₂)-Laser, die bei ungefähr 10.600 Nanometer emittieren.
Eine bevorzugte Laserenergiequelle ist der von Trimedyne, Inc. aus Irvine, CA hergestellte OmnipulseJ MAX Holmium:YAG-Laser mit 80 Watt. Dieser Laser emittiert eine Lichtenergie bei einer Wellenlänge von ungefähr 2.100 Nanometer in Pulsen mit einer Dauer von ungefähr 250 bis 350 Mikrosekunden und einer Wiederholungsrate von bis zu 60 Pulsen pro Sekunde. Die Spitzenenergieausgangsleistung des OmnipulseJ MAX ist bis zu ungefähr 3,5 Joule pro Pulse bei einer Wiederholungsrate von ungefähr 23 Pulsen pro Sekunde (bis zu ungefähr 7 Joule pro Puls im Double Pulse) Modus bei einer Wiederholungsrate von ungefähr 11 Pulsen pro Sekunde).
Typischerweise ist eine Laserenergiequelle mit einer Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1.300 bis ungefähr 2.500 Nanometer optisch mit einer Laserenergieleistung, wie beispielsweise einer optischen Faser oder durch auf einem angelenkten Arm montierte Spiegel mit einem Hohlwellenleiter gekoppelt. Gewöhnliche optische Fasern aus Quarz oder Quarzglas können mit Alexandrit-Lasern verwendet werden. Jedoch müssen optische Fasern mit einem geringen Hydroxylgehalt, die auch als optische „Niedrig-OH"-Fasern bezeichnet werden, wie die von der 3M-Gesellschaft aus St. Paul, Minnesota, hergestellten, mit Holmiumlasern verwendet werden. Eine Laserenergie bei Wellenlängen im Bereich von ungefähr 2.500 Nanometer bis ungefähr 11.000 Nanometer wird am besten durch eine Reihe von an einem angelenkten Arm befestigten Spiegel geliefert, an dessen distalen Ende ein kurzes Stück eines Hohlwellenleiters oder eine optische Faser mit einer speziellen Zusammensetzung, wie beispielsweise Saphir, Zirkoniumfluorid (ZrF₄), Chalcogenid (As₂S₃) und dergleichen befestigt ist.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist zur Erleichterung der Handhabung der optischen Faser das Handstück bei ungefähr 5 bis 40 cm und vorzugsweise ungefähr 10 bis 30 cm vom distalen Ende der optischen Faser entfernt angeordnet. Die Hülse erstreckt sich über die Laserenergieleitung von innerhalb des distalen Endes des Handstücks bis zum distalen Ende der Laserenergieleitung. Die Hülse kann vollständig aus Metall oder Kunststoff hergestellt sein oder kann aus einem Metallschaft mit einem daran befestigten distalen Ende aus Weichkunststoff einem halbsteifen Kunststoffschaft mit einem daran befestigten distalen Ende aus Weichkunststoff, oder einem halbsteifen Kunststoffschaft mit einem daran befestigten distalen Ende aus Metall bestehen.
Der Gaseinlaßanschluß der Hülse bzw. des Handstücks ermöglicht ein Infundieren von Kohlendioxid oder einem biologisch kompatiblen Gas durch den Raum zwischen der Außenseite der optischen Faser und der Innenseite der Hülse. Die Hülse kann einen inneren Durchmesser umfassen, der größer ist als der äußere Durchmesser der optischen Faser, wobei der distale Endabschnitt der Hülse einen etwas größeren Durchmesser aufweisen kann als deren Schaft, oder der distale Endabschnitt der Hülse kann nach außen zu einer Glocken- oder Trichterähnlichen Form aufgeweitet sein.
Das Aufweiten nach außen des distalen Endes des Schaftes reduziert die Gefahr, daß Licht versehentlich auf das distale Ende der Hülse trifft und verbrennt und erzeugt ein Gasreservoir am distalen Ende derselben. Der nach außen aufgeweitete Endabschnitt der Hülse kann eine Länge von ungefähr 0,3 bis 2 cm und vorzugsweise von ungefähr 0,5 bis 1,5 cm umfassen und kann einen inneren Durchmesser im Bereich von ungefähr dem 1,5- bis ungefähr 5- fachen des äußeren Durchmessers der optischen Faser und vorzugsweise von ungefähr dem 2- bis ungefähr 3-fachen des äußeren Durchmessers der optischen Faser umfassen.
Das proximale Ende der Laserenergieleitung einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist optisch mit einer geeigneten Laserenergiequelle gekoppelt. Die von der Laserquelle durch die Energieleitung, wie beispielsweise eine optische Faser oder einen Hohlwellenleiter übertragene Energie kann beispielsweise zum Verdampfen oder Herausschneiden (Schneiden in Abschnitte) einer vergrößerten Prostata, die den Urinfluß durch die Urethra versperrt, oder zum Verdampfen von Knochen verwendet werden, um den foraminalen Raum in der Spina zu öffnen.
Typischerweise wird zur Behandlung einer vergrößerten Prostata ein Endoskop durch den Penis in die Urethra eingeführt und befindet sich das distale Ende des Endoskops in der Nähe der Prostata. Eine Flüssigkeit, wie beispielsweise steriles Wasser, eine Salzlösung, eine Glukose- oder Dextroselösung oder eine andere klare Flüssigkeit wird in die Urethra durch das distale Ende des Endoskops infundiert. Alternativ kann die klare Flüssigkeit gleichzeitig infundiert und entnommen (zirkuliert) werden, um Fremdkörper abzuführen und ein klares Sichtfeld am distalen Ende des Mikroskops aufrechtzuerhalten. Die Hülse und der optische Faserabschnitt der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung werden durch einen Kanal im Endoskop erstreckt, so daß die distalen Enden der optischen Faser und der Hülse vom offenen distalen Ende des Endoskopkanals vorragen und das distale Ende der Hülse das zu bestrahlende Gewebe berührt.
Ein biokompatibles Gas, wie beispielsweise Kohlendioxid wird durch den Gaseinlaßanschluß und in das Lumen der Hülse infundiert. Eine Gasblase am offenen distalen Ende der Hülse erzeugt einen Gas-„Hohlraum" zwischen dem zu bestrahlenden Gewebe und dem distalen Ende der optischen Faser. Lichtenergie vom Laser wird vom distalen Ende einer optischen Faser emittiert, tritt durch den Gashohlraum hindurch und in das Gewebe ein, wo die langwellige Laserenergie das Gewebe verdampft bzw. abträgt. Die Gasblase am distalen Ende der Hülse verhindert, daß die wäßrige Flüssigkeit um das Gewebe von der optischen Faser emittierte Laserenergie absorbiert. Es wurde festgestellt, daß die Verwendung einer Gasblase das Verdampfen von Gewebe durch Laserenergie verglichen mit einem Verdampfen ohne eine Gasblase um bis zum 1,9-fachen verbessert.
Bei einem In-vitro-Test wurde eine in der hier beschriebenen und in 5 gezeigten Weise aufgebaute Vorrichtung zur Verdampfung von in einem Wasserbad eingetauchtem Gewebe verwendet. Bei Anwendung von Laserenergie eines Holmium:YAG-Lasers bei einer Wellenlänge von 2,1 μm (24.000 Joule über eine Zeitdauer von 5 Minuten) war die Verdampfungsrate bei einer gleichzeitigen Infusion von Stickstoffgas durch die Vorrichtung um das 1,4- bis 1,9-fache größer als ohne eine Infusion von Gas bei einer Verwendung derselben Energiemenge in derselben Zeitperiode in beiden Fällen. Die experimentellen Daten sind in der unten angegebenen Tabelle 1 gezeigt. TABELLE 1

Laser: Omnipulse^TM MAX @ 80 Watt, 26 Hertz, 3,077 J/Puls
Dauer: 5 Minuten
Spülwasser: 1,2 ml/Minute während des Laserbetriebs

Zahlreiche Abänderungen und Modifizierungen der oben beschriebenen Ausführungsformen können vorgenommen werden, ohne von der Idee und dem Umfang der neuen Merkmale der Erfindung abzuweichen. Bezüglich der speziellen hier veranschaulichten Vorrichtung wird weder eine Beschränkung beabsichtigt noch sollte eine Beschränkung daraus geschlußfolgert werden. Es ist beabsichtigt, daß die beigefügten Ansprüche alle derartigen Modifizierungen umfassen, die in den Umfang der Ansprüche fallen.
Zusammenfassung
Es wird eine Laserenergieversorgungsvorrichtung bereitgestellt, die für eine Bestrahlung eines Körpergewebes mit relativ langwelliger Laserenergie in der Gegenwart einer wäßrigen Flüssigkeit ohne signifikante Absorption der Laserenergie durch die Flüssigkeit geeignet ist. Die Vorrichtung umfaßt eine erstreckte hohle Hülse, die eine offene Öffnung an ihrem distalen Endabschnitt umfaßt und an ihrem proximalen Ende geschlossen ist, eine Laserenergieleitung, wie beispielsweise eine optische Faser oder einen Hohlwellenleiter in der Hülse, wobei das distale Ende der Leitung in der Nähe der offenen Öffnung am distalen Endabschnitt der Hülse angeordnet ist und das proximale Ende der Leitung für eine Verbindung mit einer Quelle einer langwelligen Laserenergie eingerichtet ist. Die Hülse umfaßt auch einen Einlaßanschluß, der vom proximalen Ende der Hülse beabstandet ist und dazu eingerichtet ist, ein biologisch kompatibles Gas durch die Hülse zu einer Körpergewebestelle, die sich im Kontakt mit dem offenen distalen Ende der Hülse befindet, zuzuführen. Beim Gebrauch wird die offene Öffnung am distalen Endabschnitt der Hülse in Kontakt mit einer Körpergewebestelle angeordnet. Gas, wie beispielsweise Kohlendioxid, das durch die Hülse infundiert wird, verdrängt eine wäßrige Flüssigkeit aus dem Bereich zwischen dem distalen Endabschnitt der Hülse und dem Gewebe. Vom distalen Endabschnitt der Leitung emittierte Laserenergie tritt durch den im wesentlichen flüssigkeitsfreien Bereich am distalen Ende der Hülse hindurch und trifft auf das Gewebe auf, das bestrahlt werden soll. Die Laserenergie kann dazu verwendet werden, ohne Wechselwirkung mit wäßrigen Flüssigkeiten, die dazu neigen, eine relativ große Menge der langwelligen Laserenergie zu absorbieren und die Wirkung der Gewebeablation zu reduzieren, Gewebe in der Zielzone abzutragen, zu verdampfen, zu koagulieren oder zu schrumpfen.

Claims

Laserenergieversorgungsvorrichtung, die zur Zufuhr einer relativ langwelligen Laserenergie zu einem biologischen Gewebe in einem wäßrigen Medium geeignet ist, umfassend: (a) eine erstreckte hohle Hülse mit einer offenen Öffnung am distalen Endabschnitt derselben und einem geschlossenen proximalen Ende, wobei die Hülse ein Lumen und einen vom proximalen Ende der Hülse beabstandeten und in offener Kommunikation mit dem Lumen stehenden Gaseinlaßanschluß definiert; und (b) eine Laserenergieleitung mit einem für eine Verbindung mit einer zur Erzeugung von Licht mit einer Wellenlänge von zumindest ungefähr 1.300 Nanometer eingerichteten Laserenergiequelle eingerichteten proximalen Ende und einem zur Zufuhr von der Energiequelle emittierter Laserenergie an eine Gewebestelle eingerichteten distalen Ende; wobei die Laserenergieleitung im Lumen der Hülse angeordnet ist und durch das geschlossene proximale Ende der Hülse hindurchtritt, das distale Ende der Laserenergieleitung am offenen distalen Ende der Hülse angeordnet ist und der Gaseinlaßanschluß für eine Verbindung mit einer Gasversorgungsquelle für eine gleichzeitige Infusion eines biologisch kompatiblen Gases durch das Lumen und die offene Öffnung am distalen Endabschnitt der Hülse eingerichtet ist, während Laserenergie vom distalen Endabschnitt der Laserenergieleitung emittiert wird.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die langwellige Laserenergie Laserlicht mit einer Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1.300 Nanometer bis ungefähr 11.000 Nanometer umfaßt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Laserenergieleitung eine optische Faser umfaßt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 3, wobei die optische Faser eine optische Niedrig-OH-Faser ist, die für eine Zufuhr von Laserlicht mit einer Wellen länge im Bereich von ungefähr 1.300 Nanometer bis ungefähr 2.500 Nanometer geeignet ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Laserenergieleitung ein Wellenleiter ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung im wesentlichen koaxial zur Laserenergieleitung ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung von der longitudinalen Achse der Laserenergieleitung versetzt ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung sich am distalen Ende der hohlen Hülse befindet.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung sich in einer Seitenwand der hohlen Hülse befindet.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung mit einem Ballon verschlossen ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung sich am distalen Ende der hohlen Hülse befindet und mit einem Ballon verschlossen ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die offene Öffnung vom distalen Ende der Hülse versetzt und mit einem Ballon verschlossen ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei das proximale Ende der Hülse mit einem Handstück versehen ist und sich die Laserenergieleitung durch das Handstück erstreckt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 13, wobei der Gaseinlaßanschluß vom Handstück beabstandet ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 13, wobei der Gaseinlaßanschluß durch das Handstück definiert ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei der Gaseinlaßanschluß ein Ventil umfaßt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 16, wobei das Ventil ein Nadelventil ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei die Hülse einen distalen Endabschnitt mit einem inneren Durchmesser umfaßt, der größer ist als der innere Durchmesser des Restes der Hülse.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei das distale Ende der Hülse aufgeweitet ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei die Hülse unter einem Winkel φ gegenüber der Achse des Handstücks gebogen ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 20, wobei der Winkel φ im Bereich von zwischen ungefähr 20° und ungefähr 120° liegt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 20, wobei der Winkel φ im Bereich zwischen ungefähr 30° und ungefähr 90° liegt.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Hülse ein Rohr aus nicht rostendem Stahl ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Hülse ein Rohr aus einem halbsteifen Kunststoff ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Hülse ein Rohr aus einer Formgedächtnislegierung umfassend Nickel-Titan ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 1, die des weiteren eine langwellige Laserenergiequelle umfaßt, die betriebstechnisch mit dem proximalen Ende der Laserenergieleitung verbunden ist.
Laserenergieversorgungsvorrichtung gemäß Anspruch 26, wobei die langwellige Laserenergiequelle eine Holmium:YAG-Laserenergiequelle ist.
Verfahren zur Zufuhr relativ langwelliger Laserenergie zu einem Körpergewebe in einem wäßrigen Flüssigkeitsmedium, umfassend die Schritte: (a) Bereitstellen eines Endoskops, das zumindest einen Kanal mit einem inneren Durchmesser definiert, wobei der Kanal ein offenes distales und ein offenes proximales Ende umfaßt; (b) Bereitstellen eines Laserenergieversorgungssystems, das eine Quelle einer Laserenergie mit einer Wellenlänge von zumindest ungefähr 1.300 Nanometer umfaßt; einer erstreckten hohlen Hülse, die ein Lumen definiert und eine offene Öffnung am distalen Endabschnitt derselben und ein geschlossenes proximales Ende aufweist und des weiteren einen Gaseinlaßanschluß definiert, der vom geschlossenen proximalen Ende der Hülse beabstandet ist und sich in offener Kommunikation mit dem Lumen befindet, wobei die Hülse einen äußeren Durchmesser aufweist, der geringer ist als der innere Durchmesser des Endoskopkanals, und wobei das Lumen einen inneren Durchmesser aufweist; einer erstreckten Laserenergieleitung im Lumen der Hülse, die sich durch das geschlossene proximale Ende des Lumens erstreckt, wobei die Laserenergieleitung einen äußeren Durchmesser, der geringer ist als der innere Durchmesser des Lumens der Hülse, ein proximales Ende, das für eine Verbindung mit der Laserenergiequelle eingerichtet ist, und ein distales Ende aufweist, das zur Emission der durch die Laserenergiequelle zugeführten Laserenergie eingerichtet ist, wobei das distale Ende der Laserenergieleitung am offenen distalen Ende des Lumens der Hülse angeordnet ist und die Laserenergiequelle betriebstechnisch mit dem proximalen Ende der Laserenergieleitung verbunden ist; und einer Quelle eines biokompatiblen Gases, die betriebsmäßig mit dem Gaseinlaßanschluß verbunden ist; (c) Positionieren des Endoskops in einem Körpergewebelumen oder Aushöhlung, so daß das offene distale Ende des Endoskopkanals im wesentlichen gegenüberliegend einer Gewebestelle angeordnet ist, für die eine Behandlung mit Laserenergie erforderlich ist; (d) Positionieren der Hülse des Laserenergieversorgungssystems durch den Endoskopkanal, so daß das distale Ende der Hülse sich durch das offene distale Ende des Endoskopkanals erstreckt und eine Körpergewebestelle berührt, für die eine Behandlung mit Laserenergie erforderlich ist; (e) Zuführen von Gas von der Quelle eines biokompatiblen Gases durch den Gaseinlaßanschluß und das Lumen der Hülse zur Gewebestelle bei einem Druck und einer Durchflußmenge, die ausreichend ist, um Fluid von der Gewebestelle, die sich in Kontakt mit dem offenen distalen Ende der Hülse befindet, zu verdrängen und einen im wesentlichen fluidfreien Bereich zwischen dem distalen Ende der Laserenergieleitung und dem Körpergewebe aufrechtzuerhalten; und (f) Zuführen langwelliger Laserenergie von der Laserenergiequelle durch das distale Ende der Laserenergieleitung zum Gewebe durch den im wesentlichen flüssigkeitsfreien Gewebebereich für eine Zeitperiode und bei einer Laserenergie, die ausreichend sind, um das Gewebe zu behandeln.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei die langwellige Laserenergiequelle Laserenergie mit einer Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1.300 Nanometer bis ungefähr 11.000 Nanometer zuführt.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei die Laserenergieleitung eine optische Niedrig-OH-Faser umfaßt und die Laserenergiequelle Laserenergie mit einer Wellenlänge im Bereich von ungefähr 1.300 Nanometer bis ungefähr 2.500 Nanometer zuführt.
Verfahren gemäß Anspruch 30, wobei die Laserenergiequelle eine Holmium:YAG-Laserenergiequelle ist.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei das biokompatible Gas aus der Gruppe umfassend Stickstoff, Helium, Argon, Kohlendioxid, Luft und eine Kombination daraus gewählt ist.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei die Behandlung ein Verdampfen oder Abtragen von Gewebe von der Körpergewebestelle umfaßt.
Verfahren gemäß Anspruch 33, wobei die Behandlung ein Verdampfen oder ein Abtragen von Prostatagewebe umfaßt, um eine urethrale Restriktion aufgrund einer vergrößerten Prostata zu lindern oder zu verringern.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei die Behandlung ein Kauterisieren von Gewebe an der Körpergewebestelle umfaßt.
Verfahren gemäß Anspruch 28, wobei die Behandlung ein Schrumpfen des Gewebes an der Körpergewebestelle umfaßt.
Verfahren zur Zufuhr von Laserenergie mit einer Wellenlänge von zumindest ungefähr 1300nm zu einer gewählten Gewebestelle in einem Lumen, das ein Bewegen einer an der gewählten Gewebestelle vorhandenen Flüssigkeit mit einer Blase eines biokompatiblen Gases und ein gleichzeitiges Bestrahlen der gewählten Gewebestelle mit der Laserenergie durch die Blase umfaßt.