DE19829447A1 - Katheter - Google Patents

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Katheter zur Behandlung von Gefäßwänden mit Röntgenstrahlung, welcher flexibel ausgebildet und im Bereich seines distalen Endes mit einer Röntgenröhre (2) versehen ist, die ein Vakuumgehäuse (11) aufweist, in welchem eine Anode (13) und eine Kathode angeordnet sind. Als Kathode ist eine thermische Kathode (12) vorgesehen.

Description

Die Erfindung betrifft einen Katheter zur Behandlung von Ge­ fäßwänden mit Röntgenstrahlung, welcher flexibel ausgebildet und im Bereich seines distalen Endes mit einer Röntgenröhre versehen ist, die ein Vakuumgehäuse aufweist, in welchem eine Anode und eine Kathode angeordnet sind.

Die PTCA (pertukane transluminale Coronar-Angioplastie) hat sich als das Verfahren der Wahl zur Therapie von Stenosen durchgesetzt. Ein Problem dieses Verfahrens ist jedoch ein Restenosegrad von 30 bis 50%. Durch den Einsatz von Stents kann dieser Restenosegrad nur leicht reduziert werden.

Durch ein Behandlungsverfahren, das eine weitere Reduzierung des Restenosegrades gestatten würde, wäre daher ein erhebli­ cher Nutzen für den Patienten zu erreichen, nämlich neben der Vermeidung von risikobehafteten interventionellen und chirurgischen Folgeeingriffen auch bei schwieriger Ausgangs­ lage ein verlängerndes stenosefreies Intervall und damit eine verbesserte Lebensqualität.

Unter der Anzahl der bisher untersuchten Verfahren wurde eine effektive Reduktion des Restenosegrades nur durch eine selektive Exposition des mittels PTCA therapierten Bereiches mit Gammastrahlung erreicht. Allerdings ist diese Behandlung aufgrund der hohen Reichweite der dabei verwendeten hoch­ energetischen radioaktiven Strahlungsquellen nicht in der gleichen klinischen Umgebung durchzuführen, in der die PTCA stattfindet. Dies wäre nur bei der Verwendung von Betastrah­ lern als Strahlungsquellen möglich, da deren Strahlung eine wesentlich geringere Reichweite aufweist. Aus heutiger Sicht ist unter der Voraussetzung, daß Betastrahler als Strah­ lungsquelle angewendet werden können, mit der Durchführung einer Strahlentherapie nach ca. 30% aller PTCA-Behandlungen zu rechnen. Unter Umständen könnte eine Therapie mit Beta­ strahlern präventiv auch nach allen PTCA-Behandlungen durch­ geführt werden.

Ein vollkommen anderer Zugang als die Applikation von radio­ aktiven Strahlungsquellen besteht in der Verwendung eines eine miniaturisierte Röntgenröhre enthaltenden Katheters zur Durchführung einer Strahlentherapie von Gefäßwänden mit Röntgenstrahlung, wie sie in der WO 97/07740 A1 beschrieben ist.

Die in dieser Druckschrift beschriebenen Röntgenröhren wei­ sen sogenannte Feldemissions-Kathoden auf, bei denen die Neigung zur Emission von Elektronen durch hinreichend spitze Ausformung von Kathoden-Elementen genutzt wird. Röntgenröh­ ren mit Feldemissions-Kathoden haben jedoch folgende Nach­ teile:
Der Stromfluß über die spitzen Kathoden-Elemente nimmt mit der Zeit ab, weil Material von den spitzen Kathoden-Elemen­ ten im Sinne einer Abrundung der Kathoden-Elemente abgesput­ tert wird. Die pro Zeiteinheit applizierte Dosis nimmt also mit der Zeit ab.

Das Emissionsverhalten von Röntgenröhren mit Feldemis­ sions-Kathoden ist von dem Zustand der Kathoden und der Vakuumqua­ lität abhängig. Wegen der kleinen Abmessungen der zur Be­ handlung von Gefäßwänden vorgesehenen Röntgenröhren kann je­ doch die Qualität des Vakuums leicht instabil werden, was auch zu Ablagerungen auf den spitzen Kathoden-Elementen führt. Dies wiederum beeinflußt deren Emissionsneigung nega­ tiv, so daß die Lebensdauer der Röntgenröhre und der Vakuum­ qualität begrenzt ist.

Außerdem kann es eine solchermaßen reduzierte Emissionsnei­ gung von Feldemissions-Kathoden erforderlich machen, die Röhrenspannung zu erhöhen, um überhaupt einen nennenswerten Röhrenstrom und damit Röntgenstrahlung generieren zu können. Eine Erhöhung der Röhrenspannung führt jedoch dazu, daß der Bereich des gewünschten Strahlenspektrums (überwiegend wei­ che Strahlung) verlassen wird, mit der Folge, daß weniger Röntgenstrahlung in der an sich zu behandelnden Gefäßwand absorbiert wird und statt dessen unerwünschterweise mehr Strahlung auf das hinter der Gefäßwand liegende Gewebe auf­ trifft.

Da bei Röntgenröhren mit Feldemissions-Kathode vor der Emis­ sion von Röntgenstrahlung sozusagen ein Zündvorgang statt­ findet, durchlaufen die Zuleitungskabel zu einer solchen Röntgenröhre während dieses Zündvorgangs nahezu den gesamten Spannungshub von der Röhrenspannung bis nahe 0 Volt. Dabei kann es wegen der dielektrischen Verluste in den Zuleitungs­ kabeln zu unerwünschten Erwärmungen der Zuleitungskabel kom­ men.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Katheter der eingangs genannten Art anzugeben, bei dem das Emissionsver­ halten, sowohl was die pro Zeiteinheit applizierte Dosis als auch das Strahlenspektrum über der Zeit angeht, annähernd stabil sind.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch einen Katheter zur Behandlung von Gefäßwänden mit Röntgenstrah­ lung, welcher flexibel ausgebildet und im Bereich seines distalen Endes mit einer Röntgenröhre versehen ist, die ein Vakuumgehäuse aufweist, in welchem eine Anode und eine ther­ mische Kathode angeordnet sind.

Infolge der Verwendung einer thermischen Kathode ist es praktisch ausgeschlossen, daß sich deren Emissionsneigung im Laufe ihrer Lebensdauer wesentlich verändert. Selbst wenn dies der Fall sein sollte, ist es jedenfalls nicht erforder­ lich, dies unter Beeinflussung des Strahlenspektrums durch eine Veränderung der Röhrenspannung zu kompensieren. Viel­ mehr besteht die Möglichkeit, durch eine entsprechende An­ passung der Heizleistung für den erforderlichen Ausgleich zu sorgen. Es wird also deutlich, daß es der erfindungsgemäße Katheter gestattet, Behandlungen mit konstanter Dosis pro Zeiteinheit und konstantem Strahlenspektrum durchzuführen.

Ein weiterer Vorteil gegenüber Kathetern, die eine Röntgen­ röhre mit Feldemissions-Kathode enthalten, liegt darin, daß infolge der Verwendung einer Röntgenröhre mit thermischer Kathode weniger niederenergetische Spektralanteile in der erzeugten Röntgenstrahlung enthalten sind, die schon vor Er­ reichen der Gefäßwand, z. B. im Blut, absorbiert werden, und somit ohne therapeutischen Effekt bleiben. Im Falle des er­ findungsgemäßen Katheters liegen also günstigere strahlen­ hygienische Verhältnisse vor, da die nicht therapeutisch wirksamen Spektralanteile verringert sind.

Als Vorteil des erfindungsgemäßen Katheters ist außerdem zu nennen, daß thermische Kathoden ohne Nachteil für die Be­ triebseigenschaften der Röntgenröhre mit viel gröberen Tole­ ranzen als Feldemissions-Kathoden gefertigt werden können, so daß einer Verringerung der Herstellungskosten der Rönt­ genröhre und damit des Katheters erreicht wird.

Des weiteren ist als Vorteil zu nennen, daß infolge der Ver­ wendung einer thermischen Kathode Zündvorgänge und die mit diesen verbundenen Nachteile entfallen.

Aus der US Re 34,421 ist eine miniaturisierte Röntgenröhre zur Tumorbehandlung bekannt, welche eine thermische Kathode aufweist. Diese Röntgenröhre kann beispielsweise durch Implantation, durch eine normale Körperöffnung, mittels ei­ nes faseroptischen Endoskops durch eine normale Körperöff­ nung oder einen chirurgischen Einschnitt sowie durch einen Trokar oder Katheter in einem chirurgischen Einschnitt appliziert werden.

Die thermische Kathode kann als gerader Draht ausgeführt sein. Vorzugsweise kommen jedoch einfach oder doppelt gewen­ delte Drähte in Frage. Diese können beispielsweise aus Wolf­ ram oder einer Wolfram-Legierung gebildet sein. Die thermi­ sche Kathode kann mit einer Beschichtung aus einem ther­ mionischen Emittermaterial mit einer gegenüber Wolfram ver­ minderten Elektronenaustrittsarbeit versehen sein. Als thermionische Emittermaterialien kommen z. B. Lanthan-Hexabo­ rid, Iridium-Lanthan mit Lanthan dotiertes Wolfram oder mit Lanthan dotiertes Molybdän in Frage. Die Verwendung von thermionischen Emittermaterialien bietet den Vorteil, daß die zur Emission von Elektronen erforderliche Kathodentempe­ ratur reduziert ist, mit der Folge, daß ein gegebener Elek­ tronenstrom bei verminderter Heizleistung erzeugt werden kann. Eine Verminderung der Heizleistung ist deshalb von Vorteil, weil dann das den Katheder im Bereich der Röntgen­ röhre umgebende Gewebe geringer erwärmt wird und somit die Gefahr von thermischen Schädigungen des Gewebes vermindert ist.

Varianten der Erfindung sehen vor, daß der Katheter eine Röntgenröhre aufweist, deren Vakuumgehäuse eine Längsachse aufweist, auf welcher die vorzugsweise langgestreckte ther­ mische Kathode angeordnet ist, die von einer Durch­ strahlanode umgeben ist. Unter einer Durchstrahlanode ist eine Anode zu verstehen, durch welche die durch das Auftref­ fen von Elektronen als Bremsstrahlung generierte Röntgen­ strahlung hindurchtreten muß, um aus der Röntgenröhre aus­ treten zu können.

Eine solche, in der US Re 34,421 bereits beschriebene Kon­ struktion der Röntgenröhre bietet im Zusammenhang mit der Behandlung von Gefäßwänden den Vorteil, daß eine gleich­ mäßige Strahlenexposition der Gefäßwand über durch die Länge der thermischen Kathode konstruktiv bestimmbare Strecken er­ möglicht wird und daß eine erhöhte Ausnutzung der generier­ ten Bremsstrahlung für therapeutische Zwecke gewährleistet ist, da ein geringerer Anteil der erzeugten Bremsstrahlung der Eigenabsorption der Anode anheim fällt.

Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, daß der Kathe­ ter eine Röntgenröhre aufweist, deren Vakuumgehäuse aus ei­ nem Metall der Gruppe Glas, Keramik, glasartigem Kohlen­ stoff, Metall hergestellt ist.

Eine herstelltechnisch besonders einfache Lösung für das Vakuumgefäß ist die Ausführung aus Glas. Wie schon in der US Re 34,421 beschrieben, kann als Durchstrahlanode ein geeig­ netes Metall zur Erzeugung der Bremsstrahlung, vorzugsweise im Periodensystem zwischen Gold (Au) und Aluminium (Al) ge­ legen, auf die Innenseite des Glasröhrchens aufgedampft und elektrisch kontaktiert werden. Zur Verringerung der Absorp­ tion von Röntgenstrahlung kommt vorzugsweise ein Glas, das wenig Röntgenstrahlung stark absorbierenden Beimengungen, z. B. Schwermetallen, enthält, zur Anwendung, z. B. barium­ armes Glas. Die Herstellung des gläsernen Vakuumgehäuses kann durch herkömmliches Ausformen mittels Druckluft erfol­ gen, beispielsweise wie bei der Produktion von Miniatur-Glühlampen.

Falls die Anode nicht durch Aufdampfung von Metall auf die Innenseite des Vakuumgehäuses gebildet ist, kann die Anode am einfachsten durch einen Metallstift realisiert werden, der beim Abschmelzen des Pumpstutzens des Vakuumgehäuses in die Glaswand eingeschmolzen wird. Das im Inneren des Vakuum­ gehäuses befindliche Ende des Metallstiftes, auf das die von der thermischen Kathode ausgehenden Elektronen auftreffen, sollte angespitzt sein, da hierdurch ein gleichmäßiges Rundum-Abstrahlverhalten für die Röntgenstrahlung erreicht wird. Als Material für den Metallstift kommt ein reines Metall oder eine Legierung von Metallen in Frage, die im Periodensystem zwischen Scandium und Molybdän liegen, wobei für Anwendungsfälle, in der eine erhöhte Eindringtiefe der Röntgenstrahlung gewünscht ist, auch die Elemente bis Osmium noch in Frage kommen. Das Material der Anode ist vorzugs­ weise derart gewählt, daß ein Spektrum der Bremsstrahlung vorliegt, das vorzugsweise in der Gefäßwand absorbiert wird.

Für den Fall, daß das Vakuumgehäuse aus Keramik gebildet wird, kommen vorzugsweise Keramiken in Frage, die einen mög­ lichst geringen Anteil von Röntgenstrahlung stark absorbie­ renden Materialien enthalten.

Ist das Vakuumgehäuse aus Metall gebildet, kommen vor allem Beryllium (Be), Silizium (Si), und eventuell Bor (B) in Be­ tracht, weil diese Röntgenstrahlung relativ wenig absorbie­ ren. Infolge der elektrischen Leitfähigkeit von Metallen sind Isolatoren zum Halten der Kathode und/oder der Anode erforderlich.

Derartige Isolatoren sind auch erforderlich, wenn das Vaku­ umgehäuse aus glasartigem Kohlenstoff, dieses Material ist beispielsweise unter der Bezeichnung Sigradur erhältlich, hergestellt ist, da auch glasartiger Kohlenstoff elektrisch leitfähig ist. Vorteilhaft an glasartigem Kohlenstoff ist die äußerst geringe Absorption von Röntgenstrahlung.

Auch im Falle der Herstellung des Vakuumgehäuses aus Kera­ mik, Metall oder glasartigem Kohlenstoff besteht die Mög­ lichkeit, wie im Zusammenhang mit Glas als Werkstoff für das Vakuumgehäuse beschrieben, die Anode entweder durch eine ge­ eignete Beschichtung auf der Innenseite des Vakuumgehäuses oder durch einen Metallstift zu bilden.

Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, daß der Kathe­ ter ein Triaxialkabel enthält, über dessen Innenleiter und Mittelleiter der Röntgenröhre die Röhrenspannung (Hochspannung) zugeführt ist, wobei der Außenleiter mit ei­ nem Schutzpotential verbunden ist. Dies bietet den Vorteil, daß bei einem Stoßen der Röhre schädliche Auswirkungen für den jeweils in Behandlung befindlichen Patienten ausge­ schlossen sind. Unter dem Stoßen der Röntgenröhre versteht man einen in aller Regel während der Lebensdauer der Rönt­ genröhre unvermeidlich auftretenden elektrischen Durch­ schlag, der stets mit hohem Strom in dem entsprechenden Kabel verbunden ist, weil zumindest die Kabelkapazität schlagartig entladen wird. Würde die Röhrenspannung über ein gewöhnliches Koaxialkabel zugeführt, würde wegen des Span­ nungsabfalls auf dem Außenleiter des Koaxialkabels im Falle des Stoßens ein kapazitiv durch die Isolation des Kabels auf den Patienten übertragener gefährlicher Stromimpuls entste­ hen. Im Falle der Verwendung eines Triaxialkabels ist da­ gegen der Außenleiter auf ein Schutzpotential gelegt, so daß im Falle des Stoßens in dem Außenleiter nur ein geringer, für den Patienten ungefährlicher Strom fließt.

Es versteht sich, daß im Falle einer thermischen Kathode die Notwendigkeit besteht, dieser Heizenergie zuzuführen. Im Falle der Verwendung eines Triaxialkabels kann dies dadurch geschehen, daß dieses einen bifilaren Innenleiter aufweist, dessen einer Leiter mit dem einen Pol der Röhrenspannung und dem ersten Pol der Heizspannung verbunden ist und dessen zweiter Leiter mit dem zweiten Pol der Heizspannung verbun­ den ist.

Ist die Verwendung eines Triaxialkabels mit bifilarem Innen­ leiter unerwünscht, besteht die Möglichkeit, einen ersten mit der Anode verbundenen Leiter, z. B. den Mittelleiter ei­ nes Triaxialkabels, und einen zweiten mit der thermischen Kathode verbundenen Leiter, z. B. den Innenleiter des Triaxialkabels, zum Anlegen der Röhrenspannung zu verwenden, wobei die Anode der Röntgenröhre über einen Kondensator mit der thermischen Kathode in Serie geschaltet ist und der zwi­ schen dem ersten und dem zweiten Leiter anliegenden Röhren­ spannung eine zur Heizung der thermischen Kathode dienende Wechselspannung überlagert ist.

Alternativ besteht die Möglichkeit, den Katheter im Bereich der Röntgenröhre mit einer mit der thermischen Kathode ver­ bundenen Spule zu versehen, über die die zum Betrieb der thermischen Kathode erforderliche Heizspannung induktiv ein­ koppelbar ist. Dies geschieht mit Hilfe von außerhalb des Patienten angeordneten Generatoren für Hoch- oder Mittelfre­ quenzmagnetfelder (10 kHz bis 1 MHz bzw. 50 Hz bis 10 kHz). Der hier zu treibende Aufwand ist in Anbetracht der niedri­ gen Heizleistung gering.

Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den beigefügten Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 bis 5 jeweils das distale Ende eines erfindungsge­ mäßen Katheters in schematischer, teilweise blockschaltbildartiger Darstellung im Längs­ schnitt.

Der flexible Katheter gemäß Fig. 4, von dem nur das distale Ende dargestellt ist, enthält ein flexibles Triaxialkabel 1, an dessen Ende eine miniaturisierte Röntgenröhre 2 ange­ schlossen ist.

Das Triaxialkabel 1 weist einen monofilaren Innenleiter 3 auf, der von einer Hochspannungs-Isolation 4 umgeben ist, die ihn von dem in an sich bekannter Weise als Drahtgeflecht oder schraubenförmig aufgewickeltes Folienband ausgeführten Mittelleiter 5 trennt. Auch der Mittelleiter 5 ist von einer Hochspannungs-Isolation 6 umgeben, die ihn von dem Außenlei­ ter 7 trennt, der ebenfalls in an sich bekannter Weise als Drahtgeflecht oder schraubenförmig aufgewickeltes Folienband ausgeführt ist.

Die Röntgenröhre 2 ist in einem der Hochspannungs-Isolierung dienenden Isolierstoffkörper 8 eingebettet, der aus einem röntgentransparenten Material gebildet ist. Der Isolier­ stoffkörper 9 ist von dem Außenleiter 7 des Triaxialkabels 1, der zur Sicherheit des Patienten, die Röhrenspannung liegt in der Größenordnung von 30 kV und der Katheter endet u. U. im Herzen des Patienten, mit einem Schutzpotential 9 verbunden ist, vollständig umgeben. Statt von dem Außenlei­ ter 7 kann der die Röntgenröhre 2 enthaltende Isolier­ stoffkörper 8 auch von einer elektrisch leitenden Schicht umgeben sein, die elektrisch leitend mit dem Außenleiter 7 verbunden ist.

Der Katheter ist mit einer flexiblen, elektrisch isolieren­ den Außenhaut 10 aus einem physiologisch verträglichen Mate­ rial, z. B. Silikon, überzogen.

Die Röntgenröhre 2 weist ein Vakuumgehäuse 11 von rohrförmi­ ger Gestalt auf, das aus einem elektrisch isolierenden Mate­ rial, z. B. Glas oder Keramik mit jeweils möglichst wenig Röntgenstrahlung stark schwächenden Bestandteilen, herge­ stellt ist. Die Längsachse des Vakuumgehäuses 11 stimmt mit der Längsachse des Katheters wenigstens im wesentlichen überein. In das Vakuumgehäuse ist eine thermische Kathode 12 eingesetzt, die als langgestreckte Glühwendel ausgeführt ist, deren Längsachse mit der des Vakuumgehäuses 11 überein­ stimmt. Die Anschlüsse der Kathode 12 sind vakuumdicht aus dem Vakuumgehäuse 11 nach außen geführt.

In dem die Kathode 12 umgebenden Bereich ist das Vakuumge­ häuse 11 an seiner Innenseite mit einer Beschichtung 13 aus einem der genannten röntgenemissiven Materialien versehen, welche die Anode darstellt und als Durchstrahlanode ausge­ führt ist.

Um die Röntgenröhre 2 mit der zu deren Betrieb erforderli­ chen Röhrenspannung versorgen zu können, ist ein Hochspan­ nungsgenerator 14 vorgesehen, dessen einer Pol über den In­ nenleiter 3 des Triaxialkabels 1 mit dem einen Anschluß der Kathode 12 und dessen anderer Pol über den Mittelleiter 5 des Triaxialkabels 1 mit der Beschichtung 13 verbunden ist.

Der zum Betrieb der Röntgenröhre 2 außerdem erforderliche Heizstrom ist der Röhrenspannung, bei der es sich um eine Gleichspannung handelt, als Wechselspannung überlagert. Dazu ist an den Hochspannungsgenerator 14 ein Modulator 15 ange­ schlossen. Um den Fluß des Heizstromes durch die Kathode 12 zu ermöglichen, ist die Beschichtung 13 über einen Kondensa­ tor 16 mit dem zweiten Anschluß der Kathode 12 verbunden. Die Beschichtung 13, der Kondensator 16 und die Kathode 12 sind also in Serie geschaltet.

Der Kondensator 16 verhindert zwar, daß über ihn ein Gleich­ strom zwischen der Beschichtung 13 und der Kathode 12 fließt, ist aber andererseits unter Berücksichtigung der Frequenz, mit der der Modulator 15 arbeitet, derart bemes­ sen, daß er den Fluß des Heizstromes durch die Kathode 12 gestattet.

Demnach emittiert die Kathode über ihre gesamte Länge Elek­ tronen, die infolge des zwischen der Beschichtung 13 und der Kathode 12 vorhandenen elektrischen Feldes in allen Richtun­ gen radial nach außen beschleunigt werden und dort auf die Beschichtung 13 treffen und Röntgenstrahlung (Bremsstrahlung) auslösen, die aus dem Vakuumgehäuse 11 der Röntgenröhre 2 nach außen austritt. Es wird also deutlich, daß die Beschichtung 13 wie schon erwähnt als Durch­ strahlanode wirkt, durch die die Röntgenstrahlung aus der Röntgenröhre 2 nach außen tritt. Dabei tritt infolge der ge­ ringen Dicke der Beschichtung 13, z. B. 5 µm, keine nennens­ werte Schwächung der Röntgenstrahlung auf.

Infolge der Verwendung einer langgestreckten Kathode 12, die auf ihrer gesamten Länge von der Beschichtung 13 umgeben ist, ergibt sich über die Länge der Kathode 12 und der Be­ schichtung 13 eine wenigstens im wesentlichen gleichmäßige Intensitätsverteilung der Röntgenstrahlung, was für die Be­ handlung von Gefäßwänden günstig ist.

Die Verbindungsleitungen der Beschichtung 13 mit dem Mittel­ leiter 5 einerseits und dem Kondensator 16 andererseits sind vakuumdicht in das Vakuumgehäuse 11 eingeschmolzen.

Die Ausführungsform gemäß Fig. 2 unterscheidet sich von der zuvor beschriebenen dadurch, daß der Modulator 15 und die Verbindung der Kathode 12 und der Beschichtung 13 mittels des Kondensators 16 fehlen. Statt dessen ist der Kathode 12 eine Spule 17 parallelgeschaltet, über die der Heizstrom induktiv eingekoppelt wird. Dazu ist ein Oszillator 18 vor­ gesehen, der eine Sendespule 19 mit einem Wechselstrom ge­ eigneter Stromstärke und Frequenz versorgt.

Der Katheter gemäß Fig. 3 unterscheidet sich von den beiden zuvor beschriebenen dadurch, daß das Triaxialkabel einen bifilaren Innenleiter mit den beiden Leitern 20a und 20b aufweist, die mit den beiden Anschlüssen der Kathode 12 ver­ bunden sind. Mit den anderen Enden der Leiter 20a und 20b ist in herkömmlicher Weise ein Heizspannungsgenerator 21 verbunden. An den Leiter 20a ist außerdem der negative Pol des Hochspannungsgenerator 14 angeschlossen.

Als weiterer Unterschied des Katheters gemäß Fig. 3 gegen­ über den beiden zuvor beschriebenen ist zu nennen, daß das Vakuumgehäuse 11 einen rohrförmigen Abschnitt 22 aufweist, der mit der Beschichtung 13 versehen ist und aus einem der genannten röntgentransparenten metallischen Werkstoffe oder aus glasartigem Kohlenstoff gebildet ist. Da der Abschnitt 22 somit elektrisch leitfähig ist, ist er an seinen beiden Enden z. B. durch Löten mit Isolatoren 22, 23 vakuumdicht verschlossen, durch welche die Anschlüsse der Kathode 12 vakuumdicht nach außen geführt sind.

Der Katheter gemäß Fig. 5 unterscheidet sich von dem gemäß Fig. 3 dadurch, daß wieder wie im Falle der Fig. 1 und 2 ein Vakuumgehäuse 11 aus Glas oder Keramik vorgesehen ist. Allerdings sind in dieses Anschlußstifte 24, 25 vakuumdicht eingesetzt, deren außerhalb des Vakuumgehäuses 11 befindli­ che Enden mit den Leitern 20a bzw. 20b und deren innerhalb des Vakuumgehäuses 11 befindliche Enden mit den beiden An­ schlüssen der Kathode 12 verbunden sind.

Im Bereich der Anschlußstifte 24, 25 weist das Vakuumgehäuse zwei Einschnürungen 26, 27 auf, die der Verbesserung der Hochspannungsfestigkeit der Röntgenröhre 2 dienen, da sich, von der Kathode 12 aus gesehen, in den jenseits der Ein­ schnürungen 26, 27 befindlichen Räumen wegen der nur wenigen dorthin gelangenden Elektronen keine Ladungen aufbauen kön­ nen.

Der Katheter gemäß Fig. 5 unterscheidet sich von dem gemäß Fig. 4 zunächst dadurch, daß das Vakuumgehäuse 11 nur eine einzige Einschnürung aufweist. Darüber hinaus ist keine Durchstrahlanode vorgesehen. Vielmehr ist die Anode 29 durch einen im Bereich des einen Endes des Vakuumgehäuses 11 ange­ ordneten Metallstift gebildet, der vakuumdicht in das Vaku­ umgehäuse 11 eingesetzt ist und an seinem innerhalb des Vakuumgehäuses 11 befindlichen Ende, das als Targetfläche für die von der Kathode 30 ausgehenden Elektronen dient, im Interesse eines gleichmäßigen Rundum-Abstrahlverhaltens mit einer Anspitzung versehen ist. Der Anode 29 gegenüberliegend ist eine in herkömmlicher Weise als Glühwendel ausgeführte Kathode 30 angeordnet, deren beide vakuumdicht durch das Vakuumgehäuse 11 nach außen geführten Anschlüsse mit den Leitern 20a und 20b in Verbindung stehen.

Der erfindungsgemäße Katheter eignet sich nicht nur zur Be­ handlung von Gefäßwänden, insbesondere mit dem Ziel der Ver­ hinderung der Restenose, sondern auch für weitere therapeu­ tische Anwendungen, z. B. die Radiosynoviorthese, die Gelenk­ beschwerden durch Arthritis lindern oder beheben soll. Weitere mögliche therapeutische Anwendungen sind TIPPS (transjugularer intrahepatischer portosystemische Stent-Shunts; M. Malago et al., "Chirurgische Therapie der porta­ len Hypertension", Der Internist, 3, 1998, Seiten 280 bis 285, Springer-Verlag, 1998) und andere therapeutische Verfahren, wo zur Zeit Stents verwendet werden, um den Verschluß von Durchgängen zu verhindern, z. B. in der Krebstherapie.

Aus Sicherheitsgründen kann der Katheter an seiner Außen­ seite in nicht dargestellter Weise mit einer zusätzlichen mit dem Schutzpotential verbunden elektrisch leitfähigen Be­ schichtung versehen sein, die vorzugsweise aus einem Mate­ rial gebildet ist, das wie Silber antibakteriell und/oder antimykotisch wirkt.

Die Kathode kann in nicht dargestellter Weise unabhängig da­ von, wie sie im einzelnen ausgeführt ist, mit einer Schicht eines der bereits genannten thermionische Emittermaterialien oder aus einem solchen Material hergestellt sein.

Der Außendurchmesser der Röntgenröhre, deren Heizleistung beispielsweise in der Größenordnung von 5 bis 50 mW liegt, beträgt 0,7 bis 10. Der Außendurchmesser des Katheters ist demnach nur wenig größer.

Claims (9)

1. Katheter zur Behandlung von Gefäßwänden mit Röntgenstrah­ lung, welcher flexibel ausgebildet und im Bereich seines distalen Endes mit einer Röntgenröhre (2) versehen ist, die ein Vakuumgehäuse (11) aufweist, in welchem eine Anode (13, 29) und eine thermische Kathode (12, 30) angeordnet sind.

2. Katheter nach Anspruch 1, dessen Röntgenröhre (2) ein Vakuumgehäuse (11) mit einer Mittelachse aufweist, auf wel­ cher die thermische Kathode (12, 30) angeordnet ist.

3. Katheter nach Anspruch 1 oder 2, dessen Röntgenröhre (2) eine langgestreckte thermische Kathode (12, 30) aufweist.

4. Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dessen Röntgen­ röhre (2) ein Vakuumgehäuse (11) aufweist, das aus wenigstens einem Material der Gruppe Glas, Keramik, glasartigem Kohlen­ stoff, Metall hergestellt ist.

5. Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dessen Röntgen­ röhre (2) Anschlüsse (24, 25) für die Röhrenspannung auf­ weist, wobei zwischen wenigstens einem Anschluß (24, 25) für die Röhrenspannung und der Anode (13, 29) eine Einschnürung (24, 25, 28) des Vakuumgehäuses (11) vorgesehen ist.

6. Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 5, der ein Triaxialkabel (1) enthält, über dessen Innenleiter (3, 20a, 20b) und Mittelleiter (5) der Röntgenröhre (2) die Röhren­ spannung zugeführt ist, wobei der Außenleiter (7) mit einem Schutzpotential (9) verbunden ist.

7. Katheter nach Anspruch 6, dessen Triaxialkabel (1) einen bifilaren Innenleiter (20a, 20b) aufweist, dessen einer Lei­ ter (20) mit dem einen Pol der Röhrenspannung und dem ersten Pol der Heizspannung verbunden ist und dessen zweiter Leiter (20b) mit dem zweiten Pol der Heizspannung verbunden ist.

8. Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 6, welcher einen ersten mit der Anode (13) und einen zweiten mit der thermi­ schen Kathode (12) verbundenen Leiter (5 bzw. 3) zum Anlegen der Röhrenspannung enthält, wobei die Anode (13) über einen Kondensator (16) mit der thermischen Kathode (12) in Serie geschaltet ist und der zwischen dem ersten und dem zweiten Leiter (5 bzw. 3) anliegenden Röhrenspannung eine zur Heizung der thermischen Kathode (12) dienende Wechselspannung über­ lagert ist.

9. Katheter nach einem der Ansprüche 1 bis 6, welcher im Be­ reich der Röntgenröhre (2) eine mit der thermischen Kathode (12) verbundene Spule (17) enthält, über die die zum Betrieb der thermischen Kathode (12) erforderliche Heizspannung induktiv einkoppelbar ist.