DE3686621T2

DE3686621T2 - Infrarot laser-kathetergeraet.

Info

Publication number: DE3686621T2
Application number: DE8686303982T
Authority: DE
Inventors: Edward Sinofsky
Original assignee: CR Bard Inc
Current assignee: CR Bard Inc
Priority date: 1985-07-31
Filing date: 1986-05-27
Publication date: 1993-02-25
Anticipated expiration: 2006-05-28
Also published as: US5843073A; EP0214712A1; ES557830A0; ES8900034A1; ES556296A0; CA1275450C; AU3151389A; EP0214712B1; JPS6234553A; ES8900035A1; US6547780B1; ES557831A0; AU623117B2; DE3686621D1; ES8900225A1

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf eine Laser-Kathetervorrichtung zur Erzeugung und Übermittlung von Energie an eine Operationsstelle innerhalb des Körpers zur Entfernung oder Reparatur von (Körper-)Gewebe. Obwohl Laser seit vielen Jahren für industrielle Zwecke, etwa zum Bohren und Schneiden von Materialien, verwendet wird, haben Chirurgen erst vor kurzem damit begonnen, Laser für chirurgische Eingriffe in lebendem Gewebe einzusetzen. Zu diesem Zweck wurde Laserenergie eingesetzt, um Netzhautgewebe zu reparieren und um Blutgefäße in dem Magen und Dickdarm auszubrennen.
Bei vielen operativen Eingriffen ist es wünschenswert, Laserenergie mittels einer optischen Faser an die Operationsstelle zu leiten.
Wenn dieses erfolgen kann, kann die optische Faser in einem Katheter angeordnet werden, der durch eine kleine Öffnung in den Körper eingeführt werden kann, so daß das mit dem chirurgischen Eingriff verbundene Trauma verringert wird. Außerdem kann der Katheter häufig an Operationsstellen herangeführt werden, die derart beschränkt (zugänglich) sind, daß ein konventioneller chirurgischer Eingriff mit dem Skalpell schwierig, wenn nicht unmöglich ist. So kann Laserenergie beispielsweise dazu eingesetzt werden, Atheroskleroseschichten von den Wänden des Blutgefäßsystems zu entfernen und Schäden an den Wänden von Arterien mit geringem Durchmesser zu beheben.
Ein Problem, das beim bisherigen Stand der Technik auftrat, ist, daß für industrielle Zwecke eingesetzte Laser oftmals Merkmale aufweisen, die nicht gut zu perkutaner Laserchirurgie passen. So ist beispielsweise der konventionellerweise für wissenschaftliche Zwecke gebrauchte Laser ein Excimer-Laser, der ein Gas-Laser ist, der mit Gasmischungen wie Argon-Fluor, Krypton-Fluor oder Xenon-Fluor betrieben wird. Ein weiterer gebräuchlicher Industrielaser ist der Kohlendioxid- oder CO&sub2;Laser.
Sowohl Excimer- als auch CO&sub2;-Laser sind mit unterschiedlichen Ergebnissen für chirurgische Zwecke eingesetzt worden. Ein bei Excimer-Lasern auftretendes Problem ist, daß sie eine Ausgangsenergie entwickeln, die eine Wellenlänge im Bereich zwischen 0.2-0.5 Mikrometer aufweist. Blutfarbstoff und Proteine zeichnen sich durch relativ hohe Energieabsorption in diesem Wellenbereich aus, und somit hat der Ausgangsstrahl eines Excimer-Lasers eine sehr kurze Absorptionslänge bei diesen Materialien (die Absorptionslänge ist die Strecke in den Materialien, die ein Laserstrahl zurücklegen kann, bevor der größte Teil der Energie absorbiert worden ist). Daraus folgt, daß vor der Operation das Blut von der Operationsstelle, an der Laserstrahlen eingesetzt werden sollen, entfernt werden werden muß, da andernfalls der größte Teil der Laserenergie von dem dazwischen befindlichen Blut absorbiert werden würde, bevor die Laserenergie die Operationsstelle erreicht. Die Entfernung von Blut ist möglich bei einer Operation an einer offenen Körperstelle, wogegen dies oftmals schwierig ist, wenn die Operation mittels eines Katheters durchgeführt werden soll, der sich in einer Arterie oder Vene befindet.
Ein zusätzliches Problem bei Excimer-Lasern ist, daß der Ausgangsenergieimpuls, den der Laser entwickelt, sehr kurz ist, typischerweise ungefähr 10 Nanosekunden. Um eine sinnvolle Durchschnittsleistung zu entwickeln, müssen Impulse mit einer extrem hohen Spitzenleistung eingesetzt werden. Wenn man versucht, eine derart hohe Spitzenleistung durch eine optische Faser zu leiten, wird die Faser zerstört. Somit haben Excimer- Laser eine praktische Leistungsbegrenzung, die relativ niedrig ist. Wenn diese Laser zum Entfernen von biologischem Gewebe verwendet werden, ist die Operation langsam und zeitraubend.
Der CO&sub2;-Laser hat andere Nachteile. Dieser Laser erzeugt eine Ausgangsenergie mit einer Wellenlänge in der Größenordnung von 10 Mikrometer. Bei dieser Wellenlänge ist die Absorption von Blutfarbstoff vernachlässigbar, die Absorption durch Wasser und Gewebe jedoch relativ hoch. Weiterhin ist bei dieser Wellenlänge auch die Streuung sehr niedrig. Obwohl der CO&sub2;-Laser insofern für chirurgische Eingriffe günstige Merkmale aufweist, als er eine geringe Streuung und in dem Gewebe eine hohe Absorption aufweist, hat er insofern denselben Nachteil wie ein Excimer-Laser, als die Absorption der Laserenergie im Wasser relativ kurz ist. Daher muß das Blut vor der Operation von der Operationsstelle entfernt werden.
Leider leidet der CO&sub2;-Laser noch unter einem zusätzlichen, ernsthaften Problem. Wegen der großen Wellenlänge kann die Ausgangsleistung des CO&sub2;-Lasers nicht sogleich durch optische Fasern geleitet werden, die für den Gebrauch in perkutaner Chirurgie geeignet sind (z.Zt. übliche Fasern, die die Energie eines CO&sub2;-Lasers weiterleiten können, sind entweder aus toxischen Materialien hergestellt, in Wasser löslich, nicht leicht biegbar oder sie bilden eine Kombination der vorgenannten Probleme. Somit ist der Laser nur für Operationen brauchbar, bei denen die Laserenergie entweder direkt auf die Operationsstelle gerichtet werden kann oder mittels eines optischen Systems angewendet werden kann, das Prismen und Spiegel umfaßt.
David N. Kaye beschreibt in seinem Artikel "Die glückliche Vereinigung von Faseroptik und Laser" ("The happy merger of fibre optics and lasers") zwei Arten der Kombination von Faseroptik und Lasern als ein Werkzeug, um Operationsstellen zu erreichen, die mit großen, ortsfesten Lasern nicht zugänglich sind. Unter verschiedenen Laser/Faser-Kombinationen ein Er: Glas-Laser für medizinische und industrielle Verwendung vorgeschlagen.
Dieser Laser sendet eine gepulste Strahlung von 1.54 um aus, um Schäden an der Netzhaut zu beseitigen. Die meisten der beschriebenen Laser arbeiten mit einem kontinuierlichen Wellen-Mode, so daß sie nicht für eine erfolgreiche Entfernung von Schichten verwendet werden können. Erwähnt werden weiterhin verschiedene Materialien, die zur Aussendung von Laserstrahlen unterschiedlicher Wellenlänge verwendet werden können; der einzige Gebrauch jedoch, der von dem beschriebenen System gemacht werden kann, bezieht sich auf die Behandlung des Auges statt auf die Entfernung von Schichten im Körperinnern. Es konnte tatsächlich keines der beschriebenen Systeme für diesen Zweck eingesetzt werden.
GB-A-2017506 beschreibt eine Laser-Kathetervorrichtung, wobei ein Blutpfropf in einem Blutgefäß durch Laserlicht zerstört wird, die durch eine optische Faser geleitet wird, welches von einem Katheter aufgenommen ist, der in ein Blutgefäß eingeführt ist. In dieser Erwähnung ist allerdings keine Erörterung oder Anregung gegeben, daß eine Artheroskleroseschicht durch diese Methode entfernt werden könnte, und es findet sich keine Anregung bezüglich der Parameter, die notwendig sind, um eine solche Schichtentfernung durchzuführen.
Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist es, einen Laserkatheter bereitzustellen, der in der Lage ist, Laserenergie, die durch eine optische Faser geleitet werden kann, unter solchen Bedingungen abzugeben, daß eine Schichtentfernung erreicht wird.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Laser-Kathetervorrichtung bereitgehalten zum chirurgischen Entfernen einer Atheroskleroseschicht von einer Operationsstelle innerhalb des Körpers, mit einem flexiblen Katheterglied, einer Laserenergiequelle und einer optischen Faser, die innerhalb eines in dem Katheterglied gebildeten Hohlraums angeordnet ist, wobei die optische Faser aus einem im wesentlichen nicht-giftigen Material gebildet ist, welches gegen den Betrieb der Laserquelle widerstandsfähig ist, wobei sich die Ausgangsenergie der Laserquelle in das nächste Ende der optischen Faser ausbreitet und durch an dem entfernten Ende der optischen Faser angebrachte Mittel auf die Operationsstelle richtbar ist, wobei das Katheterglied und die optische Faser genügend flexibel und so dimensioniert sind, um von außerhalb des Körpers in und entlang einer Vene oder Arterie zu der Operationsstelle geführt zu werden, dadurch gekennzeichnet, daß die Laserquelle in gepulstem Betrieb mit Impulsen von einer Dauer in einem Bereich von 0,25-5 Millisekunden und einem Wellenlängenbereich von 1,4-2,2 um arbeitet, wodurch eine wirksame Entfernung der Atheroskleroseschicht erfolgt.
Zur Veranschaulichung sind Laserquellen, die in einem Wellenlängenbereich von 1,4-2,2 Mikrometer arbeiten, Holmiumdotierte Yttrium-Aluminium-Granatlaser, Holmium-dotierte Yttrium-Lithium-Fluoridlaser, Erbium-dotierte Yttrium-Aluminium- Granatlaser, Erbium-dotierte Yttrium-Lithium-Fluoridlaser, und Thulium-dotierte Yttrium-Aluminium-Granatlaser.
Die genannten Laserquellen werden vorzugsweise mit einer speziell behandelten Quarzfaser eingesetzt, die aufbereitet wurde, um die Konzentration von Hydroxyl (OH-) Ionen herabzusetzen.
Die Laserquelle wird vorzugsweise so betrieben, daß die Höchstleistung des Laserimpulses bei etwa 1 Kilowatt liegt. Diese Leistung wird von der Quarzfaser ohne weiteres ausgehalten, ist aber ausreichend für schnelle Materialentfernung. Bei einer Wiederholungsrate von 1-10 Hertz wird die durchschnittlich an die Operationsstelle abgegebene Leistung unter 10 Watt liegen.
Hauptvorzüge und -anwendungen der vorliegenden Erfindung werden in den zugehörigen, beiliegenden Unteransprüchen 2-11 definiert und beschrieben.
Es folgt eine Beschreibung der Erfindung, nur als Beispiel, mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen, in denen:
Fig. 1 die Darstellung der Absorption elektromagnetischer Energie abhängig von der Wellenlänge und elektromagnetischer Energiestreuung abhängig von der Wellenlänge zeigt;
Fig. 2 die graphische Darstellung der Absorption abhängig von der Wellenlänge für Atheroskleroseschichten zeigt, die man bei einer Gefäßoperation an der Halsschlagader beobachtet, und mit dem eingezeichneten Bereich, der für die erfindungsgemäßen Laserquellen interessiert (1,4-2,2 Mikrometer);
Fig. 3 der Zeichnung ist ein Schaubild eines typischen, Festkörper-Laseraufbaus ist, die bei der erfindungsgemäßen Laserquelle verwendet wird;
Fig. 4 der Zeichnung ist eine graphische Darstellung der Laserausgangsleistung inbezug auf die Zeit für einen typischen Impulsformer, wie sie durch einen in Fig. 3 abgebildeten Laser bei der Entfernung von Gewebe entwickelt wird;
Fig. 5 ist die schematische Darstellung eines Laser-Katheters, der eine einzige optische Faser verwendet, um Laserenergie an eine Operationsstelle zu leiten;
Fig. 6 der Zeichnung ist eine vergrößerte Querschnittsdarstellung einer Tastkopfspitze des in Fig. 5 dargestellten einzelnen Faserkatheters;
Fig. 7 der Zeichnung zeigt die Art, in der die Faser in den Faserhalter eingeführt wird;
Fig. 8 ist das schematische Diagramm eines drahtgeleiteten Katheters, der vier optische Fasern verwendet, um den Bereich zu vergrößern, der durch das Laserlicht bestrahlt werden kann;
Fig. 9 und 10 der Zeichnung zeigen eine vergrößerte Querschnittsdarstellung der Tastkopfspitze des Katheters aus Fig. 8, die die vier optischen Fasern abbildet;
Fig. 11 der Zeichnung ist ein schematisches Diagramm eines Strahlenmusters, welches durch den Vier-Faserkatheter an der Operationsstelle hervorgerufen wird.
Die Absorptions- und Streuungscharakteristika inbezug auf Ausgangswellenlänge einer Vielzahl bekannter Lasersysteme sind in Fig. 1 dargestellt. Fig. 1 hat einen logarithmischen Maßstab, der den Absorptionskoeffizienten in Einheiten von cm&supmin;1 entlang der vertikalen Achse darstellt und die auftretende Energiewellenlänge in Mikrometer entlang der horizontalen Achse.
Aus Fig. 1 kann entnommen werden, daß Excimer-Lasersysteme, die konventionelle Gasgemische wie Argon-Fluorid, Krypton- Fluorid und Xenon-Fluorid benutzen, und Argon-Gaslaser eine Ausgangsenergie produzieren, die sich in einer Größenordnung von 0,2-0,5 Mikrometer Wellenlänge bewegt. In diesem Bereich ist die Absorption von Blutfarbstoff und Protein besonders hoch. Folglich ist die Absorptionslänge sehr kurz (etwa 5-10 Mikron), und praktisch kein Blut darf zwischen dem Faserende und der Operationsstelle während der Operation vorhanden sein. Daher ist es notwendig, Blut von der Operationsstelle zu entfernen, wenn diese Laser für operative Zwecke verwendet werden.
Weiterhin erreicht zum Beispiel bei Argonlasern die Absorption von Wasser ein Minimum bei 0,5 Mikrometer, so daß es nötig ist, einen Laser mit höherer Leistung zu verwenden als wünschenswert ist, um eine ausreichende Leistung an der Operationsstelle zu haben, um eine Materialabtrennung und -entfernung zu erreichen. Aufgrund der niedrigen Absorption von Laserleistung in Wasser und Blutfarbstoff ist außerdem die Absorptionslänge sehr lang (etwa 1 mm). Zusätzlich ist die Streuung dieser Laser relativ hoch, wodurch Schwierigkeiten bei der Steuerung der Laserenergie und die Gefahr einer Gewebeschädigung außerhalb der Operationsstelle aufgrund der Streuung der Laserenergie auftreten.
Am anderen Ende des in Fig. 1 dargestellten Wellenlängenspektrums befinden sich Kohlenmonoxid- und Kohlendioxidlaser, die eine Ausgangsgröße von 5 bzw. 10 Mikrometer produzieren. Bei diesen Wellenlängen ist die Streuung vernachlässigbar und die Absorption durch Wasser und Gewebe relativ hoch, und daher haben beide Laser gute chirurgische Eigenschaften. Leider ist die Absorptionslänge aufgrund der hohen Absorption von Wasser relativ kurz (etwa 20 Mikron). Weiterhin haben zur Zeit übliche, auf Quarz-Basis hergestellte optische Fasern, die für perkutanen chirurgischen Gebrauch geeignet sind, praktisch einen Abfall ("cutoff") der Übertragung, die etwa bei 2,3 Mikrometer auftritt, und somit kann die Ausgangsenergie von Kohlenmonoxid- und Kohlendioxidlaser nicht durch eine solche optische Faser übertragen werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung sind solche Laserquellen von Interesse, die in einem Wellenlängenbereich von etwa 1,4- 2,2 Mikrometer liegen. Wie in Fig. 1 gezeigt, ist in diesem Bereich die Absorption von Wasser relativ hoch, wogegen die optische Streuung relativ gering ist. Zur Veranschaulichung umfassen Laser, die für die vorliegende Erfindung brauchbar sind, Erbium-dotierte Yttrium-Aluminium-Granatlaser (YAG) mit einer Wellenlänge von 1,55 Mikrometer, Erbium-dotierte Yttrium- Lithium-Fluoridlaser (YLF) mit einer Wellenlänge von 1,73 Mikrometer, Thulium-dotierte YAG-Laser mit einer Wellenlänge von 1,88 Mikrometer, Holmium-YLF-Laser bei einer Wellenlänge von 2,06 Mikrometer und Holmium-dotierte-YAG mit einer Wellenlänge von 2,1 Mikrometer. Die Wasserabsorption der Laserenergie, die von Lasern dieser letzteren Gruppe erzeugt wird, ist mäßig hoch, und folglich wird die Absorption solcher Energie durch biologisches Gewebe ebenfalls relativ hoch sein. Jedoch ist die Absorption durch Wasser nicht so hoch wie die Absorption von CO und CO&sub2;-Laserenergie. Somit wird die Absorptionslänge für Laser, die im Bereich von 1,4-2,2 Mikron arbeiten, länger sein. Typischerweise liegt die Absorptionslänge für diese letzteren Laser im Körper bei etwa 200 Mikron. Daher ist es noch möglich, selbst bei 10-30 Mikron Blut zwischen dem Faserende und der Operationsstelle zufriedenstellend zu arbeiten.
Von besonderem Interesse ist die Absorption von Laserenergie durch Atheroskleroseschichten, da eine wichtige Verwendung von Laser-Kathetervorrichtungen Gefäßchirurgie (angioplasty) ist, insbesondere die Reinigung blockierter Arterien. Fig. 2 ist die graphische Darstellung der Absorption von elektromagnetischer Energie durch Schichten im Verhältnis zu Wellenlänge für Energie im Wellenlängenbereich von 0,2-2,2 Mikrometer. Wie in Fig. 2 dargestellt, erreicht die Absorption elektromagnetischer Energie durch Schichten ein Minimum im Wellenlängenbereich von 0,8-1 Mikrometer und steigt im allgemeinen mit steigender Wellenlänge im Wellenlängenbereich von 1-2,2 Mikrometer an.
Im Wellenlängenbereich von 1,4-2,2 Mikrometer, dem Wellenlängenbereich, der von Lasern der oben genannten Gruppe erzeugt wird, liegt die Absorption durch Schichten bei einem relativ hohen Wert.
Ein schematisches Diagramm eines typischen Festkörper-Laseraufbaus ist in Fig. 3 dargelegt. Der Laseraufbau besteht aus einem Laserkristall 1 und Anregungsmittel wie etwa einer Blitzlichtlampe 3. Typischerweise muß für Kristallverbindungen der oben beschriebenen Art der Laserkristall auf eine kryogene Temperatur herabgekühlt werden, um einen Betrieb mit einer niedrigen Laserschwelle zu gewährleisten. Kryogene Abkühlung wird typischerweise erreicht durch Einschließen eines Kristalls 1 in einer Quarz- oder einer verschmolzenen Silikat-Umhüllung 4, durch die flüssiger Stickstoff zirkuliert wird. Flüssiger Stickstoff tritt in die Umhüllung 4 mittels eines Einlaßröhrchens 5 ein und tritt mittels eines Auslaßröhrchens 6 aus. Der Laserhohlraum wird durch einen hoch reflektierenden konkaven Spiegel 10 und einen Teilreflektor 12 gebildet.
Generell wird der Kristall durch optisches Pumpen angeregt, welches wiederum dadurch erreicht wird, daß der Kristall mit Licht von der Blitzlichtlampe 3 bestrahlt wird. Eine Blitzlichtlampe, die typischerweise mit den erfinderischen Laseraufbauten verwendet wird, ist eine Hochdruck-Xenonlampe. Die Lampe 3 kann auch von einem Quarzströmungsrohr (nicht abgebildet) umgeben sein, durch das ein Kühlmittel gepumpt wird.
Der Kristall 1 und Blitzlichtlampe 3 sind von einem Reflektor 2 umhüllt, der die Energie der Blitzlichtlampe auf den Laserkristall fokussiert. Um den Energietransfer von der Lampe 3 zum Kristall 1 zu maximieren, ist die Innenfläche des Reflektors 2 mit einem Material überzogen, das deshalb ausgewählt wurde, weil es eine hohe Reflexion bei der Pumpwellenlänge des Laserkristalls aufweist, zum Beispiel Aluminium oder Silber. Um eine thermische Isolierung zur Vermeidung von Kondensation auf der Optik des Systems zu erreichen, kann es nötig sein, aus dem Inneren des Reflektors 2 die Luft herauszupumpen oder den Kristall 1 mit einer Vakuumumhüllung zu umgeben.
Die Konstruktion kryogener Festkörper-Laser ist herkömmlicher Art und in einer Reihe von Quellen beschrieben; entsprechend wird eine solche Konstruktion hier nicht weiter im Detail erörtert werden. Eine vollständigere Erörterung von Konstruktionsdetails eines typischen kryogenen Lasers ist in einem Artikel mit dem Titel ausgeführt: "TEMoo Mode Ho: YLF laser", N.P. Barnes, D.J. Gettemy, N.J. Levinos and J.E. Griggs, Society of Photo-Optical Instrumentation Engineers, Band 190 - LASL Conference on Optics 1979, S. 297-304.
Fig. 4 der Zeichnung ist eine graphische Darstellung eines beispielsweisen Impulsformers, der durch einen Laser der bevorzugten Gruppe erzeugt wird, wenn er in der Betriebsart "Materialentfernung" benutzt wird. Fig. 4 zeigt die Lichtintensität entlang der vertikalen Achse nach unten ansteigend abhängig von der Zeit, die nach rechts hin ansteigt. Obwohl, wie in Fig. 4 gezeigt, die Laserquelle angepaßt wurde, um einen Ausgangsimpuls von relativ langer Zeitdauer zu erzeugen, wird der größte Teil der Ausgangsenergie etwa innerhalb einer Millisekunde - vom Anfang des Impulses an gerechnet - freigesetzt. Es sollte weiterhin festgehalten werden, daß, wie in Fig. 4 gezeigt, Laser der bevorzugten Gruppe eine Spitzen-Erscheinung aufweisen, die durch interne Relaxationsschwingungen innerhalb des Laserkristalls hervorgerufen wird. Die Spitzen bewirken lokale Anstiege der Laserintensität, die von großem Betrag, aber von sehr kurzer Zeitdauer sind. Ein ähnliches Spitzen-Verhalten wird als vorteilhaft angesehen, wenn Laser eingesetzt werden, um Metalle oder andere Materialien für industrielle Zwecke aufzubohren, und es wird angenommen, daß ein solches Spitzen-Verhalten die Verwendungsfähigkeit des Lasers zur Entfernung von biologischem Material verbessert.
Fig. 5 ist ein schematische Darstellung einer Laser/Kathetervorrichtung, die einen Festkörper-Laser der Art verwendet, wie er im Detail in Fig. 3 dargestellt ist. Insbesondere die Infrarot-Ausgangsenergie des Lasers 21 wird mittels einer konventionellen fokussierenden Linse auf das Ende der optischen Faser fokussiert, die von einem konventionellen Faseroptikverbinder 24 gehalten wird. Der Faseroptikverbinder seinerseits ist verbunden mit dem Schlauch 27, der eine einzelne optische Faser enthält. Schlauch 27 ist mit einem konventionellen Zwei-Hohlraum-Katheter 30 mittels eines Gabelverbindungsstücks 28 verbunden.
Wie abgebildet, hat der Katheter 30 zwei Hohlräume, die axial durch denselben an sein entferntes Ende 34 verlaufen, so daß eine optische Faser durch einen Hohlraum geführt werden kann und Laserenergie von dem Faseroptikverbinder 24 an den Linsenkopf 34 leitet. Wie bereits erwähnt, wird die optische Faser, die durch den Katheter führt, speziell aufbereitet, den Hydroxyl-Ionengehalt auf ein niedriges Niveau zu senken, um somit zu verhindern, daß die Laserenergie, die durch die Faser geleitet wird, durch das Fasermaterial in hohem Maße absorbiert wird. Eine Faser, die für den Gebrauch der abgebildeten Ausführungsart geeignet ist, ist eine optische Faser aus geschmolzenem Silikat, Artikelnummer 822W, hergestellt von der Fa. Spectran Corporation, ansässig in Sturbridge, Massachussetts.
Vorteilhafterweise reflektieren die Spiegel und Linsen (10, 12 und 22), die verwendet werden, um den IR-Laserhohlraum zu bilden und die Ausgangsenergie zu fokussieren, generell nur Energie mit einer Wellenlänge, die in einen engen Wellenlängenbereich fällt; sie sind transparent für Energie anderer Wellenlänge. Folglich sind die Spiegel und Linsen für sichtbares Licht transparent. Ein Ziellaser 20 (z. B. ein konventioneller Helium-Neon-Laser), der sichtbares Licht erzeugt, kann in Reihe mit einem IR-Laser angeordnet werden, um einen sichtbaren Lichtstrahl zu generieren. Dieses Licht kann dazu verwendet werden, um die Spiegel 10 und 12 und die fokussierende Linse 22 so auszurichten, daß das optische Fasersystem vor dem Durchführen einer Operation eingestellt werden kann.
Die optischen Fasern, die für die Weiterleitung der IR- Energie von dem Laser 21 an die Operationsstelle dienen, können auch dazu benutzt werden, das sichtbare Licht von dem Ziellaser 20 an die Operationsstelle zu leiten. Wenn also der erfinderische Apparat zur Durchführung einer Operation benutzt wird, bei der die Operationsstelle für den Chirurgen sichtbar ist, fließt das von dem Laser 20 produzierte Licht durch die optische Faser in Katheter 30 und kann dazu benutzt werden, den Tastkopf in Zielposition zu bringen, bevor der Laser 21 eingeschaltet wird, um die konkrete Operation durchzuführen.
Der zweite Hohlraum in dem Katheter 30 wird bereitgehalten, um eine Spüllösung durchzuleiten oder zum Absaugen aus der Umgebung der Tastkopflinse, um die Umgebung während der Operation von Blut freizuhalten. Dieser letztere Hohlraum ist mittels eines Gabelverbinders 28 mit einem zweiten Schlauch 29 verbunden. Der Schlauch 29 kann wie abgebildet mit einem normalen Luer-Lok-Verbinder 26 abgeschlossen werden, der eine Verbindung des Katheters mit Injektoren und Standard-Schlauchverbindern ermöglicht. Lösungen, die in den Katheter durch Schlauch 29 injiziert werden, fließen durch den Hohlraum 30 und strömen an dem entfernten Ende durch eine kleine Öffnung 32 aus.
Der Tastkopf 34 besteht aus einer Linsenanordnung, die die Laserenergie in einen Strahl 36 formt, der verwendet wird, um chirurgische Eingriffe vorzunehmen. Eine vergrößerte Ansicht des Tastkopfs wird in den Fig. 6 und 7 gezeigt.
Um sicherzustellen, daß das entfernte Ende der optischen Faser 18 bezüglich des Endes des Tastkopfes in einer präzisen Position angeordnet und ausgerichtet ist, ist die Faser 18 in einer Hochpräzisionshalterung 58 gelagert, die ein Endstück 64 mit verringertem Durchmesser aufweist, das eine Schulter 68 bildet. Wie im folgenden beschrieben, wird die Schulter 68 benutzt, um die Tastkopfvorrichtung zusammenzuhalten. Die Halterung 58 weist eine Präzisions-Axialbohrung auf, die aus zwei Abschnitten besteht, einem Abschnitt 60 mit großem Durchmesser und einem Abschnitt 63 mit engem Durchmesser. Die Halterung 58 kann aus Glas, Keramik oder einem anderen Material bestehen, das in genau festgelegten Abmessungen mit exakten Toleranzwerten formbar ist.
Um die Halterung 58 am Ende der Faser 18 zu befestigen, wird die Faser zuerst so vorbereitet wie in Fig. 7 gezeigt. Insbesondere wird vor der Einführung der Faser 18 in die Halterung 58 ein Teil des Puffermantels 61 entfernt, so daß ein Stück des optisch-leitfähigen Kerns 65 freigelegt wird. Die Freilegung der Faser von dem Puffermantel 61 erfolgt vorsichtig, um nicht die Schicht aus reflektierendem Material 67 zu beschädigen, die auf der Oberfläche 65 angebracht ist. Nach dem Freilegung wird die Faser 18 in die Halterung 58 eingeführt, so daß sich der Kern 65 in die Bohrung 63 mit kleinem Durchmesser und der Puffermantel 61 sich in die Bohrung 60 mit großem Durchmesser ausdehnt. Nachdem die Faser 18 in die Halterung 58 eingeführt worden ist, kann sie durch Epoxyd-Zement befestigt werden, um die Bestandteile dauerhaft zu befestigen.
Um die Vorrichtung zu vervollständigen, kann das sich über die Oberfläche 62 der Halterung 58 hinaus erstreckende Ende der Faser 18 auf die Oberfläche abgeglichen werden, indem die Vorrichtung geschliffen wird, oder durch vorsichtiges Abtrennen der Faser.
Fig. 6 zeigt die Halterung 58 (mit Faser 18 innen befestigt) gelagert in einem Glasschlauch 51, um die Vorrichtung zu schützen. Die Frontoberfläche 62 der Halterung 58 ist von der inneren Oberfläche 142 der planaren Linse 144, die aus Glas oder Saphir bestehen kann, mittels eines Abstandsrings 154 getrennt. Wie abgebildet kann der Ring 154 aus strahlenundurchlässigem Material verfertigt sein, so daß die Katheterspitze mittels eines Fluoreszensschirms innerhalb des Patienten lokalisiert werden kann.
Der Glasschlauch 51 ist über die Schulter 68 der Halterung 58 gebogen, um ein verengtes Ende 65 zu bilden, das die Tastkopfvorrichtung zusammenhält. Eine Fülleinlage 66, die aus Plastik wie etwa TEFLON (Warenzeichen der DuPont Corporation für Polytetrafluoräthylen) bestehen kann, füllt den ringförmigen Zwischenraum zwischen dem Katheterkörper 30 und dem Ende 65 des Glasschlauchs 51. Der äußere Durchmesser der gesamten Vorrichtung vom Katheterkörper 30 bis zum Glasschlauch 51 ist im wesentlichen derselbe, wobei eine glatte, uniforme Oberfläche über die gesamte Länge des Katheters wie in Fig. 6 dargelegt erreicht wird.
Fig. 8 zeigt ein schematisches Diagramm eines drahtgelenkten Vier-Faser-Katheters, wie er mit der vorliegenden Erfindung verwendet wird. Das Lasersystem ist wie oben beschrieben aufgebaut, wobei der Infrarot-Laser in Übereinstimmung mit den obigen Ausführungen konstruiert ist. Ein sichtbarer Helium-Neon-Ziellaser 20 kann ebenso zusammen mit Laser 21 für zielgerichtete Anwendungen benutzt werden, wie bei dem Einzelfaser-Laser erörtert. Die Ausgangsstrahlung des Infrarot- Lasers 21 wird auf eine Anordnung von vier Spiegeln 60a-68a gerichtet, die in einem Winkel von 45º bezüglich der Achse des Strahls 14 angeordnet sind.
Der erste Spiegel 60a hat eine 25% reflektierende Oberfläche und lenkt ungefähr 1/4 der Energie auf die fokussierende Linse 70. Der zweite Spiegel der Anordnung, 62a, ist ein 33%iger Reflektor, der 1/4 der gesamten Energie auf die fokussierenden Linse 72 lenkt. Der Spiegel 64a ist ein 50%iger Reflektor, der 1/4 des gesamten Laser-Outputs auf die fokussierende Linse 74 lenkt. Der letzte Spiegel der Anordnung, Spiegel 68a, ist ein 100%iger Reflektor, der das verbleibende 1/4 der gesamten Energie auf die fokussierende Linse 78 lenkt. Die Spiegel 60a-68a und die Linsen 70-78 sind konventioneller Art.
Die fokussierenden Linsen 70-78 fokussieren die Ausgangsenergie des IR-Lasers 21 auf vier Faseroptikverbinder 80-88. Die Verbinder 80-88 sind respektive mit den Schläuchen 90-96 verbunden, die alle mittels eines Verbinders 102 mit dem Katheter 104 verbunden sind. Jeder der Schläuche 90-96 enthält eine einzelne optische Faser, die 1/4 der gesamten Laserausgangsenergie durch den Katheterkörper an die Katheterspitze 108 leitet. Weiterhin wird ein zusätzlicher Schlauch 98 bereitgehalten, der mit dem Zweigverbinder 102 und mit einem konventionellen Luer-Lok-Verbinder 100 verbunden ist. Dieser letztere Schlauch ist mit einem zentralen Hohlraum in dem Katheterkörper 104 verbunden, durch den Spülungslösungen injiziert werden können, oder durch die ein Führungskabel in den Katheter eingeführt werden kann, um den Katheter an die Operationsstelle zu führen. An der Katheterspitze 108 sind die vier durch den Katheter führenden optischen Fasern in der Weise symmetrisch angeordnet, daß sich die Strahlen 110 überlappen, um eine größere Fläche zu beleuchten. Die Spitze 108 hat außerdem eine Öffnung in seinem Zentrum, aus der ein Führungsdraht 112 herausragen kann, um den Katheter an die geeignete Stelle zu lenken.
Fig. 9 und 10 zeigen detaillierte Ansichten der veranschaulichten Vier-Faser-Katheterspitze. Die vier optischen Fasern 42 und der innere Schaft 40, der die Fasern hält, werden von einer Faserhalterung 50 gehalten, die vorzugsweise aus einem strahlenundurchlässigen Material wie rostfreiem Stahl oder Platin besteht. Die Faserhalterung 50 ist zylindrisch und mit einer zentralen Öffnung 54 versehen, die mit einem durch das Zentrum des Katheterkörpers führenden Hohlraum 34 von näherungsweise derselben Größe in Verbindung steht. Die Faserhalterung 50 ist mit einer Vielzahl von längsseits sich ausdehnenden Öffnungen 56 versehen, die sich durch die Wand der Halterung 50 erstrecken und mit enger Passung die entfernten Enden der Faserkerne 42 aufnehmen. Die entfernte Vorderseite 58a der verbundenen Faserkerne 42 und die Halterung 50 ist glatt poliert, um bündig an der optisch transparenten Kappe 52 anzuliegen.
Die Kappe 52 ist zylindrisch und hat denselben äußeren Durchmesser wie der Katheterkörper 104, so daß die beiden Teile einen glatten und kontinuierlichen Durchmesser aufweisen.
Die Kappe 52 kann aus einer transparenten Substanz wie z. B. Hartglas oder Saphir sein und besitzt eine vergrößerte Bohrung 62b, die sich von ihrem entfernten Ende her erstreckt. Die Bohrung 62b ist an ihrem Ende abgeschlossen, um die interne Schulter 60 zu bilden. Eine zentrale Öffnung mit kleinerem Durchmesser 64b wird an dem entfernten Ende der Kappe 52 gebildet, wobei die Öffnung denselben Durchmesser haben kann wie die Öffnung 54 in der Faserhalterung 50 und der Hohlraum 34 in dem Katheterkörper 104, um einen glatten und kontinuierlichen Hohlraum zu bilden, der sich an der entfernten Katheterspitze öffnet. Jedoch kann die Öffnung 64b in der Spitze 52 auch etwas enger sein als die Öffnung 54 und der Hohlraum 34, solange wie ein ausreichender Spielraum bereitgehalten wird, um eine Drahtführung unterzubringen, ohne den Flüssigkeitsstrom und die Druckmaßnahmen nachteilig zu beeinflussen.
Die Kappe 52 wird durch einen Epoxid-Klebstoff (der auf der inneren Oberfläche 62b angebracht ist) mit der Faserhalterung 50 und ebenso mit dem Teil des inneren Schafts 40 sowie Fasern 42 verbunden, die innerhalb des nahen Endes der Kappe 52 angeordnet sind. Das entfernte Ende des Katheterkörpers 104 ist um den inneren Schaft 40 und die Fasern 42 nach Erwärmung aufgeschrumpft, um einen glatten Übergang von der Kappe 52 auf den Katheterkörper 104 zu gewährleisten.
Umfassendere Konstruktionsdetails eines für den Gebrauch der dargestellten Ausführungsform geeigneten Vier-Faserkatheters enthält das US-Patent 4.850.351 mit dem Titel "Drahtgeleiteter Katheter", eingereicht am 22. Mai 1985 von Stephen J. Herman, Laurence A. Roth, Edward L. Sinofsky and Douglas W. Dicksinson, Jr.
Fig. 11 veranschaulicht das Ausgangsstrahlenmuster, das ein Vier-Faserkatheter wie der oben beschriebene erzeugt, wobei die vier Fasern in zwei diametral entgegengesetzten Paaren angeordnet sind. Das Strahlenmuster von jedem der vier Faserenden ist durch einen Kegel definiert, der von Strahlungslinien 70 in Fig. 11 gebildet wird. Der Strahl von jeder einzelnen Faser 42 wird von der entfernten Stirnseite der Faser 42 ausgesendet und tritt in das entfernte Segment 72 der Kappe 52 durch die Stirnseite ein, die die Schulter 60 definiert.
Der Strahl von jeder Faser ist divergierend und kann in der dargestellten Ausführungsform einen Halbwinkel im Bereich von 6º-16º haben, in Abhängigkeit von der numerischen Apertur der Fasern, die verwendet werden, um den Katheter herzustellen.
Der divergierende Strahl von jeder der Fasern 42 geht aus von der entfernten Emissionsstirnseite 74 am Ende der Kappe 52 aus. Fig. 11A, 11B und 11C veranschaulichen das sich insgesamt ergebende Strahlenmuster (im Durchschnitt), welches durch die Ausgangsstrahlung der vier Fasern gebildet wird, wie es in den Bildebenen 11A, 11B und 11C in Fig. 11 zu sehen ist. In der Ebene 11A, die sich an der Emissionsstirnseite der Kappe 52 befindet, sind die vier Strahlen der dargestellten Ausführungsform noch getrennt. In Ebene 11B sind die divergierenden Strahlen weiter auseinander gezogen und haben begonnen, sich zu überschneiden. In der als 11C dargestellten Ebene haben sich die Strahlen überschnitten und definieren eine Umgrenzungslinie 73, die einen äußeren Durchmesser aufweist, der etwas größer ist als der äußere Durchmesser des Katheterkörpers 104. Vorzugsweise werden sich die Strahlen 70 in Ebene 11C so überschnitten haben, daß sie verschmelzen und ein kontinuierliches Muster zu bilden. Beispielsweise wird eine solche Verschmelzung innerhalb einer Entfernung von dem entfernten Ende 74 der Spitze 52 aufgetreten sein, welche näherungsweise gleich dem äußeren Durchmesser des Katheters 104 ist (ein typischer Durchmesser beträgt 1,5 Millimeter).

Claims

1. Laser-Kathetervorrichtung zum chirurgischen Entfernen einer Atheroskleroseschicht von einer Operationsstelle innerhalb des Körpers, mit einem flexiblen Katheterglied (30), einer Laserenergiequelle (21) und einer optischen Faser (42), die innerhalb eines in dem Katheterglied (30) gebildeten Hohlraums angeordnet ist, wobei die optische Faser (42) aus einem im wesentlichen nicht-giftigen Material gebildet ist, welches gegen den Betrieb der Laserquelle widerstandsfähig ist, wobei sich die Ausgangsenergie der Laserquelle (21) in das nächste Ende (24) der optischen Faser (42) ausbreitet und durch an dem entfernten Ende der optischen Faser angebrachte Mittel (58) auf die Operationsstelle richtbar ist, wobei das Katheterglied (30) und die optische Faser (42) genügend flexibel sind, um von außerhalb des Körpers in und entlang einer Vene oder Arterie zu der Operationsstelle geführt zu werden, dadurch gekennzeichnet, daß die Laserquelle (21) in gepulstem Betrieb mit Impulsen einer Dauer in einem Bereich von 0,25 Millisekunden und einem Wellenlängenbereich von 1,4 bis 2,2 um arbeitet, wodurch eine wirksame Entfernung der Atheroskleroseschicht erfolgt.

2. Laser-Kathetervorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Ausgangsenergie von ungefähr 1-2 Joule pro Impuls.

3. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Laserenergiequelle (21) mit einer Pulsfrequenz in dem Bereich von 1 bis 10 Hz arbeitet.

4. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die optische Faser (42) eine Quarzfaser umfaßt, deren Eisenhydroxyl-Ionengehalt genügend herabgesetzt ist, um die Durchlässigkeit der Laserenergie zu erlauben.

5. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiterhin eine fokussierende Linse (22) umfaßt, die die Ausgangsenergie der Laserquelle auf das nächste Ende der optischen Faser richtet, und eine Linse (144) umfaßt, die an das entfernte Ende der optischen Faser angebracht ist, um Laserenergie die optische Faser entlang zu der Operationsstelle zu leiten.

6. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie zusätzliche optische Fasern, eine Vielzahl teilweise reflektierender Spiegel (60a, 62a, 64a, 68a) umfaßt, die in Reihe entlang der Achse des Ausgangs von der Laserquelle angeordnet sind, um einen Teil der Ausgangsenergie zu den nächsten Enden der optischen Fasern zu leiten, und eine Vielzahl von fokussierenden Linsen (70, 72, 74, 78), die zwischen den Spiegeln und den nächsten Enden der Fasern zum Fokussieren von Teilen der Laserausgangsenergie zu den nächsten Enden der Fasern angeordnet sind, sowie Mittel (108) umfaßt, die an den entfernten Enden der optischen Fasern angebracht sind, um die sich entlang der Fasern ausbreitende Laserenergie auf eine Operationsstelle zu richten, und daß die Richtmittel die Fasern in einer festen Stellung zueinander halten, so daß optische (Licht-) Bündel, die von den entfernten Enden der Fasern ausgehen, sich überlappen, um eine Fläche zu bedecken, die wenigstens gleich dem Durchmesser des Katheters ist.

7. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Ausgangsenergie über eine Operationsstelle von 1,5 mm Durchmesser verteilt ist.

8. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiterhin eine Ziellaserquelle (20) umfaßt, die sichtbares Ausgangslicht erzeugt, und Mittel (10, 20) umfaßt, die das sichtbare Ausgangslicht durch die Laserquelle und die optischen Fasern leiten, um den Laser und die Fasern auszurichten und die Operationsstelle zu beleuchten.

9. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie ferner einen Faseroptikverbinder (24, 80, 82, 83, 88) umfaßt, der an das nächste Ende der oder jeder Faser angebracht ist, um die Faser zu halten.

10. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Katheterglied (30) einen zusätzlichen Hohlraum aufweist, der durch es hindurchtritt, und daß der zusätzliche Hohlraum eine Öffnung an dem nächsten Ende und dem entfernten Ende hat, um mit der Operationsstelle in Verbindung zu treten.

11. Laser-Kathetervorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Laserquelle einen Holmium-dotierten Yttrium-Aluminium-Granatlaser, einen Erbium-dotierten Yttrium-Granatlaser, einen Holmium-dotierten Yttrium-Lithium-Fluoridlaser, einen Erbium-dotierten Yttrium-Lithium-Fluoridlaser oder einen Thulium-dotierten Yttrium-Aluminium-Granatlaser umfaßt.