DE19740824A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Steigerung der Durchblutung des Herzmuskels - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Steigerung der Durchblutung des HerzmuskelsInfo
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Description
Es soll eine Vorrichtung entwickelt werden, die es ermöglicht
im Rahmen einer klinischen Intervention die Durchblutung in
minderversorgten Arealen des Herzmuskelgewebes zu stei
gern.
Unter dem Schlagwort "Trans-Myokardiale Laser-
Revaskularisierung" werden derzeit überwiegend drei unter
schiedliche Lasersysteme, nämlich gepulste CO2-Laser, gepul
ste Holmium-YAG-Laser und Excimer-Laser zur Erzeugung
kleiner Perforationsöffnungen des Herzmuskels eingesetzt, mit
dem Ziel, hierdurch die Durchblutungs- und Versorgungsstö
rungen des betroffenen Muskelgewebes zu beheben und mit
tel- bis langfristig die Bildung neuer Gefäße anzuregen. Der
artige Systeme werden derzeit von den Firmen PLC/USA,
CARDIO GENESIS/USA und USSC/USA angeboten. Ob
wohl bis heute offenbar der Mechanismus, der bei Anwendung
dieser Systeme zur Verbesserung der Versorgungssituation im
Herzmuskel führt, in keiner Weise verstanden ist, wird in ei
nem relativ hohen Prozentsatz der behandelten Patienten eine
zumindest vorübergehende Verbesserung des Krankheitsbildes
beobachtet. Die Marktpreise dieser Systeme liegen zwischen
200 TDM und 1,5 Mio. DM. Die genannten Lasersysteme
variieren in ihren Einstellparametern dramatisch sowohl hin
sichtlich der Wellenlänge als auch der applizierbaren Pulse
nergie und Wiederholrate der Impulse, wie auch der Pulsbreite
und der Art der Anwendung. Vergleiche hierzu das Buch
"Transmyokardiale Laserrevaskularisation, Stand und Aus
blicke, Band 11 der Reihe "Fortschritte in der Lasermedizin",
ecomed, Landsberg und München 1996".
überraschenderweise konnte festgestellt werden, daß die bis
her beim Einsatz dieser hochenergetischen Lasersysteme er
zielten Erfolge, sich im wesentlichen auf zwei laserinduzierte
Effekte zurückführen lassen:
Die Erzeugung intramuskulärer Stoßwellen durch den Prozeß der Photoablation einer schnellen lokalen thermischen Explo sion zur Verdampfung des Gewebes in der Zielregion sowie durch die um Grundsatz bei dieser Art der Laseranwendung (gemeint ist der Prozeß der Photoablation) letzlich unver meidbare thermische Schädigung der Randzonen, die je nach benutzten Einstellparametern der o. g. Laser von der Karboni sierung (d. h. Verkohlung) über Koagulation zur extremen Hyperthermie reicht. Auch für Experten auf diesem Gebiet völlig überraschend konnte nun gezeigt werden, daß die bisher berichteten akuten Erfolge dieses Verfahrens im wesentlichen auf sekundäre Effekte der entstehenden Stoßwellen und damit verbundenen Druckamplituden zurückzuführen sind und daß die Langzeiterfolge im wesentlichen auf die Ausbildung der thermisch beeinflußten Randzone der angelegten Kanäle zu rückzuführen ist. Bei den nach dem Stand der Technik einge setzten Systemen ist es a priori völlig unmöglich, die Wir kungsweise der Stoßwellen, d. h. die entstehende Druck amplitude und Druckstoßdauer sowie die damit verbundene Tiefenwirkung getrennt von denen bei Durchführung des Verfahrens auftretenden thermischen Randschädigungen zu optimieren. Ebenso ist es völlig unmöglich, die erkennbar vorteilhafte Ausbildung einer thermischen Randzone getrennt von den Stoßwellen zur Erzielung und Optimierung der be richteten Langzeiterfolge weiter zu optimieren.
Die Erzeugung intramuskulärer Stoßwellen durch den Prozeß der Photoablation einer schnellen lokalen thermischen Explo sion zur Verdampfung des Gewebes in der Zielregion sowie durch die um Grundsatz bei dieser Art der Laseranwendung (gemeint ist der Prozeß der Photoablation) letzlich unver meidbare thermische Schädigung der Randzonen, die je nach benutzten Einstellparametern der o. g. Laser von der Karboni sierung (d. h. Verkohlung) über Koagulation zur extremen Hyperthermie reicht. Auch für Experten auf diesem Gebiet völlig überraschend konnte nun gezeigt werden, daß die bisher berichteten akuten Erfolge dieses Verfahrens im wesentlichen auf sekundäre Effekte der entstehenden Stoßwellen und damit verbundenen Druckamplituden zurückzuführen sind und daß die Langzeiterfolge im wesentlichen auf die Ausbildung der thermisch beeinflußten Randzone der angelegten Kanäle zu rückzuführen ist. Bei den nach dem Stand der Technik einge setzten Systemen ist es a priori völlig unmöglich, die Wir kungsweise der Stoßwellen, d. h. die entstehende Druck amplitude und Druckstoßdauer sowie die damit verbundene Tiefenwirkung getrennt von denen bei Durchführung des Verfahrens auftretenden thermischen Randschädigungen zu optimieren. Ebenso ist es völlig unmöglich, die erkennbar vorteilhafte Ausbildung einer thermischen Randzone getrennt von den Stoßwellen zur Erzielung und Optimierung der be richteten Langzeiterfolge weiter zu optimieren.
Erfindungsgemäß wird daher ein Gerätesatz entwickelt, mit
dem es möglich ist, die beiden derzeit ausschließlich durch
einen einzigen Laser erzeugten Effekte - Stoßwelle und ther
mische Randzone - unabhängig voneinander einzustellen und
patientenspezifisch zu optimieren.
Überraschenderweise hat sich gezeigt, daß zur Erzeugung der
notwendigen Perforation des Muskelgewebes auch über
Lichtwellenleiter geführte Ultraschallwellen, deren grundsätz
liche Erzeugung aus der DE (Anmeldenummer einsetzen) be
kannt ist, benutzt werden können. Dies ist um so erstaunli
cher, als die herrschende Lehrmeinung davon ausgeht, daß
Ultraschallchirurgie-Einrichtungen ausschließlich entweder an
parenchymatösen oder Hirngewebe und in begrenztem Um
fange an Hartgewebe eingesetzt werden können, jedoch nicht
primär an kolagenhaltigen Geweben, wie Muskelgewebe. Er
findungsgemäß wird dieses Problem dadurch gelöst, daß die
Arbeitsfrequenz des Ultraschallerzeugers in einem Frequenz
bereich zwischen 20 und 100 kHz gewählt wird, vorzugsweise
im Bereich zwischen 30 und 50 kHz. Durch die Verwendung
von Ultraschall höherer Frequenz läßt sich so auch kollagene
Faserstruktur wie Muskelgewebe gezielt zerstören, wobei der
ursprünglich athermische Prozeß der US-Gewebezerstörung
aufgrund der zunehmenden Friktion am Gewebe gezielt zu
einem partiell thermischen Prozeß erweitert werden kann, um
wie für die hier dargestellte erfindungsgemäße Lösung nicht
nur einen feinen Kanal im Myokard zu erzeugen, sondern die
sen auch mit einer einstellbaren Koagulationszone versehen
kann. Eine derartige Vorrichtung besteht aus einem, entweder
magnetostriktiven oder piezoelektrischen Ultraschallschwin
ger, an dem ein nach dem Stand der Technik berechneter
Amplitudentransformator (Ultraschallhorn) zur Ankopplung
der optischen Faser angesetzt wird. Mit einem derartigen
Handstück gelingt es sodann, durch Anlegen der ultrafre
quenten Zug- und Druckspannungen an das Zielgewebe, die
Gewebestruktur zu zerreißen und Kanäle (Bohrungen) im
Muskelgewebe mit etwa dem Durchmesser der schallführen
den Glasfaser anzulegen. Durch aktive Regelung der Ultra
schallfrequenz kann sodann während des Anlegens der Boh
rung die Impedanzanpassung der Schallübertragung zwischen
schallführender Glasfaser und Gewebe gezielt variiert werden,
mit der Folge, daß die bei Fehlanpassung überschüssige Ultra
schallenergie als Reibungsverluste auf die Kanalwand übertra
gen werden und hier zu einer kontrollierten Aufwärmung und
damit zur Erzeugung der gewünschten thermischen Randzone
genutzt werden können. Aus der DE (eigene Ultraschallpa
tentnummer angeben) ist ebenfalls bekannt, daß grundsätzlich
der für die Ankopplung die Lichtleitfaser zu verwendende
Ultraschallschwinger mit einer zentralen Bohrung versehen
werden kann, so daß in die schallführende Arbeitsfaser reto
grad durch Einbringen einer weiteren Lichtleitfaser in das Ul
traschallhandstück, grundsätzlich auch Laserlicht eingekoppelt
werden kann. Diese Möglichkeit, die derzeit nach dem Stand
der Technik ausschließlich zur Übertragung von kontinuierli
chem (CW) Laserlicht genutzt wird, soll nun erfindungsgemäß
dazu verwendet werden, Impulse eines gütegeschalteten Neo
dym-YAG-Lasers simultan zur Schallübertragung an das di
stale Ende der Arbeitsfaser zu führen. Dabei werden die Pul
senergien des verwendeten gütegeschalteten Lasers so einge
stellt, daß im Arbeitsbereich ein optischer Durchbruch am
Zielgewebe erreicht werden kann, was unmittelbar zur Erzeu
gung von Stoßwellen führt. Nach dem Stand der Technik ist
bekannt, daß oberhalb dieser optischen Durchbruchschwelle
die Druckamplituden der Stoßwellen durch Erhöhung der
Laserenergie in weiten Bereichen variiert werden kann. Es ist
ebenfalls nach dem Stand der Technik bekannt, daß die Puls
länge eines gütegeschalteten Lasers durch aktive Güteschal
tung beispielsweise mittels einer Pockels-Zelle ebenfalls in
weiten Bereichen variiert werden kann.
Zusammenfassend läßt sich also feststellen, daß mit der be
schriebenen Vorrichtung bestehend aus einem Ultraschallsen
der mit angekoppelter optischer Arbeitsfaser und zentral von
einem gütegeschalteten Laser zugeführten gepulsten Laser
strahlung die Zielparameter - Ausbildung einer thermischen
Randzone und Druckwellenamplitude - getrennt und unab
hängig voneinander optimal eingestellt werden können. In
einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird sodann durch
Vorversuche eine optimale Pulsbreite des gütegeschalteten
Lasers festgelegt und dann bei festgehaltener Pulsbreite nur
noch die Pulsenergie variiert. Hierfür ist in besonderer Weise
ein passiv gütegeschalteter Neodym-YAG-Laser geeignet, wie
er beispielsweise im wesentlichen aus den handgehaltenen
militärischen Entfernungsmessern bekannt ist.
In einer bevorzugten konstruktiven Ausführungsvariante wird
der Ultraschallschwinger mit angekoppelter Arbeitsfaser im
Inneren eines Hüllrohres angebracht, dergestalt daß seine Po
sition im Hüllrohr mit bekannten Maßnahmen nach dem Stand
der Technik, beispielsweise mittels Elektromotor und Getrie
be, hydraulisch oder rein mechanisch (Federwerk) in seiner
achsialen Position kontrolliert verschoben werden kann. Am
äußeren Hüllrohr wir sodann am distalen Ende eine Fixiervor
richtung angebracht, dergestalt daß das Hüllrohr am Epikard
des zu behandelnden Herzmuskels verankert werden kann und
sodann nach Aktivierung der Verschiebeeinrichtung der Ultra
schallperforationsprozeß mit kontrolliertem Vorschub in Gang
gesetzt werden kann. Gleichzeitig wird auch das proximale
Ende des Hüllrohres in miniaturisierter passiv gütegeschalteter
Neodym-YAG-Laser angeflanscht, dessen Strahlung dann
über ein geeignetes optisches System durch die zentrale Boh
rung des Ultraschallschwingers in die Arbeitsfaser eingekop
pelt wird. Derartige passiv gütegeschaltete Neodym-YAG-
Laser können mit einer Baugröße von ca. 5-8 cm Länge und
3-4 cm Durchmesser gebaut werden, von ähnlicher Größe ist
der Ultraschallschwinger, so daß eine derartige erfindungsge
mäße Vorrichtung eine Baulänge von ca. 20 (+ 5) cm besitzen
kann, bei einem voreinstellbaren Arbeitshub der Verschiebe
einrichtung von ca. 3 cm. Die erfindungsgemäße Lösung ist in
den Abb. 1 näher beschrieben und erläutert.
Es folgt die Beschreibung der Abbildungen.
Fig. 1 Dargestellt ist das gesamte Applikationssystem, bestehend aus
einer Laser-Baugruppe (1), einem die Baugruppen aufneh
mendes Handstück (2), einer elektrischen Motoreinheit (3) die
es ermöglicht den gelagerten Ultraschallwandler (6) linear in
axialer Richtung zu verschieben. Angekoppelt an den Ultra
schallwandler (6) befindet sich der opto-akustische Wellen
leiter (7) und (7a) der sowohl die von (6) erzeugte Ultra
schallenergie sowie die über die Stirnfläche (5) eingekoppelte
Laserenergie überträgt. Zur Lasereinkopplung ist im Freistrahl
eine Linse (4) angeordnet. Ein Positionierteller mit Gewebe-
Fixiereinrichtung (9) ermöglicht über einen seitlich offenen
Bereich (8) das visuelle unterstützte Positionieren des Appli
kators.
Claims (1)
1. Vorrichtung zur Erzeugung von Kanälen im Herz
muskelgewebe,
dadurch gekennzeichnet, daß
daß bei der Erzeugung der Kanäle der thermische Ein
trag in die Kanalwand und in der Tiefe des Gewebes
wirkende Druckamplituden getrennt voneinander einge
stellt werden können, wobei die Erzeugung des Kanals
mittels Ultraschallenergie und die Erzeugung der
Druckamplituden mittels Laserenergie erfolgt.
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