DE69514262T2

DE69514262T2 - Katheter mit Lichtleitfaser

Info

Publication number: DE69514262T2
Application number: DE69514262T
Authority: DE
Inventors: Yasuo Hashimoto; Toru Hirano; Noboru Yamaguchi
Original assignee: Hamamatsu Photonics KK
Current assignee: Hamamatsu Photonics KK
Priority date: 1994-03-23
Filing date: 1995-03-22
Publication date: 2001-10-11
Anticipated expiration: 2015-03-23
Also published as: DE69514262D1; US6152951A; EP0673627A1; US6283957B1; EP0673627B1

Description

Hintergrund der Erfindung

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Krebs-Therapiegerät für die Verwendung bei der Behandlung von Krebsen und Neoplasmen; sie betrifft insbesondere ein Krebs-Therapieinstrument für die Verwendung bei der Behandlung von Krebsen, die beispielsweise in Bereichen entstanden sind, die eine Menge Schwierigkeiten bei der Durchführung von Resektionsoperationen, wie von Organen und dergleichen, Bauchspeicheldrüsenkrebs, Lungenkrebs, Gehirnkrebs, Krebsen, die im Stammhirnbereich entstanden sind, mit sich bringen. Die Erfindung findet ferner Anwendung bei Krebsen, bezüglich der es nicht erwünscht ist, sie vom Standpunkt der Schönheit und der Funktionserhaltung, operativ zu entfernen, wie beispielsweise Brustkrebs, Kopf- und Halskrebs, Zungenkrebs und Gebärmutterkrebs.

Beschreibung des zugehörigen Stande der Technik

Derzeit stellt Krebs eine der schrecklichsten Krankheiten dar, die der Menschheit geblieben sind; die Erklärung ihrer grundsätzlichen Ursache und die Therapie befinden sich im Entwicklungsstadium.
Als typische Therapie, die derzeit als effektiv angesehen wird, sind die chirurgische Resektion, die Strahlungstherapie und die Chemotherapie bekannt; es sind die am häufigsten angewandten Therapien.
Unter jenen Therapieverfahren wird die chirurgische Resektion als das effektivste Verfahren gehalten und am häufigsten angewandt. Andererseits werden bei malignen Tumoren, die ihren Ursprung tief im Innern des Körpers haben, wo eine chirurgische Resektion nicht angewandt werden kann, häufig die Strahlungstherapie und Chemotherapie in Kombination angewandt. Es kommt indessen häufig vor, dass sowohl die Strahlungstherapie als auch die Chemotherapie starke negative Reaktionen bzw. Abwehrreaktionen hervorrufen; die Strahlungstherapie und die Chemotherapie haben bemerkenswert niedrige Komplett-Heilungsraten im Vergleich zur chirurgischen Resektion und schließen die Gefahr von Rückfällen ein.
Mit Rücksicht auf die vorstehende Sachlage ist kürzlich eifrig eine Krebstherapie durch physikalische Behandlungen untersucht worden, die keine nachteilige Reaktion einschließen. Als typische Behandlungen sind die Hyperthermie und die Fototherapie unter Verwendung von Fotosensibilisatoren bekannt.
Im Falle der Hyperthermie wird eine Krebszelle durch ihre Erwärmung und/oder Abkühlung zerstört. Es ist berichtet worden, dass allein dadurch, dass eine Krebszelle bei einer Temperatur, die beispielsweise um 5ºC höher ist als die Körpertemperatur (was eine relativ geringe Beschädigung für periphere Normalzellen hervorrufen würde) über eine endliche Zeit einen großen Behandlungseffekt erbringen kann.
Andererseits basiert die Fototherapie auf der Tatsache, dass die Bestrahlung einer Zelle, die Fotosensibilisatoren absorbiert hat, mit Aktivierungslicht einer spezifizierten Wellenlänge zur Absorption der optischen Energie durch die Fotosensibilisatoren führt, so dass aktivierender Sauerstoff, der die Zelle zerstört, abgegeben wird. Diese Behandlung nutzt die Tatsache, dass die Ausscheidungs- bzw. Absonderungsrate des Fotosensibilisators nach Injektion extrem niedrig ist in einer Krebszelle im Vergleich zu der einer normalen Zelle. Speziell die Ausscheidungsrate einer Krebszelle ist kleiner als 1/3 (etwa 1/5) einer normalen Zelle.
Die vorliegende Erfindung ist mit der Fototherapie involviert, weshalb nachstehend die Fototherapie im einzelnen beschrieben wird.
Fig. 9 veranschaulicht in einem Diagramm die Beziehung zwischen der verstrichenen Zeit und den relativen Konzentrationen von ATX-S10 in Zellen. Der Zeitpunkt, zu dem ein Fotosensibilisator ATX-S10 in den Körper injiziert wird, ist als Startpunkt gewählt, und die relativen Konzentrationen des ATX-510, die in den Zellen verbleiben, sind zu verschiedenen Zeitpunkten dargestellt. Die Kurve PN gibt die Restkonzentrationen des ATX-S10 innerhalb der normalen Zellen an; die Kurve PC gibt die Restkonzentrationen des ATX-S10 innerhalb der Krebszellen an.
Ist eine gewisse Bereitschaft- bzw. Standby-Zeit vergangen (etwa 3 Stunden), nachdem eine Menge an Fotosensibilisatoren in den betroffenen bzw. angegriffenen Bereich und seine peripheren Zellen durch direkte Injektion, intravenöse Injektion und dergleichen indiziert ist, haben die normalen Zellen nahezu sämtliche Fotosensibilisatoren abgeführt, während der Fotosensibilisator in den Krebszellen verbleibt; dieser Zustand ist bekannt als der eine Lichtbehandlung ermöglichende Zustand. In einem solchen eine Lichtbehandlung ermöglichenden Zustand führt die Bestrahlung mit Aktivierungslicht einer spezifizierten Wellenlänge zur Emission von aktivierendem Sauerstoff, der die Krebszellen zerstört, in denen nahezu der gesamte Fotosensibilisator verblieben ist. Da nahezu kein aktivierender Sauerstoff innerhalb der normalen Zellen austritt, die nahezu den gesamten Fotosensibilisator abgeführt bzw. ausgestoßen haben, werden die Krebszellen selektiv zerstört.
Die Dauer einer effektiven Lichtbehandlung, das heißt die Dauer des die Lichtbehandlung ermöglichenden Zustands auf die Injektion des Fotosensibilisators hin beginnt drei Stunden nach Injektion des Fotosenibilisators und endet nach 14 Stunden. Nach dieser Zeit haben die Krebszellen nahezu den gesamten Fotosensibilisator ausgestoßen. Nebenbei sei angemerkt, dass Fig. 9 ATX-S10 als Beispiel veranschaulicht. Die Standby- Zeit nach Injektion des Fotosensibilisators und die Dauer der effektiven Lichtbehandlung variieren um etwa eine Größenordnung entsprechend der Art des Fotosensibilisators.
Das Wesentliche dieser Behandlung liegt in der Tatsache, dass Aktivierungslicht auf den angegriffenen Bereich so gleichmäßig wie möglich während der Dauer der effektiven Lichtbehandlung kontinuierlich projiziert wird. Die Menge des Bestrahlungslichts wird in einer solchen Weise gesteuert, dass die Zellen- Innenkonzentrationen an aktivierendem Sauerstoff, der die Zerstörung der Zellen bewirkt, auf einen sehr niedrigen Wert beschränkt ist. Folglich liegt die Sterberate der normalen Zellen innerhalb der zugelassenen Grenze für normale Zellen. Im Unterschied dazu nehmen die Zellen-Innenkonzentrationen an aktivierendem Sauerstoff einen solchen Wert an, dass die Sterberate der Krebszellen nahe bei 100% liegt.
Bisher ist zur Projektion des Aktivierungslichts an einen angegriffenen Bereich eine optische Faser direkt in den betreffenden angegriffenen Bereich eingeführt worden, und das Aktivierungslicht ist durch die optische Faser übertragen worden. Entsprechend diesem System kann indessen
(a) die optische Faser während der Behandlung nicht bewegt bzw. verschoben werden, und der Bestrahlungsbereich oder der therapeutische Bereich ist extrem begrenzt.
(b) Um Licht von der Spitze der optischen Faser in alle Richtungen zu projizieren, ist es erforderlich, die Spitze der optischen Faser beispielsweise in eine Kegelform zu schneiden. Die Verarbeitung einer optischen Faser auf die Art und Weise ist schwierig, und dann ist die optische Faser sehr teuer.
(c) Zur wiederholten Durchführung der Behandlung ist es erforderlich, die optische Faser jeweils dann einzuführen, wenn die Behandlung durchgeführt wird. Dies stellt eine starke Belastung sowohl für einen Patienten als auch für einen Arzt dar.
(d) Da der therapeutische Bereich eng ist, ist es schwierig, einen großen Krebs und Tumor vollständig zu heilen.
(e) Es bestehen Forderungen nach Sterilisation der optischen Faser vor Anwendung und der erneuten Sterilisation der betreffenden optischen Faser nach jedem Gebrauch oder die vollständige Abfallentsorgung. Üblicherweise ist es erforderlich, eine optische Faser mit einer Länge nicht unter 1 m bereitzustellen, die aus einem Verhundmaterial besteht. Folglich sind die Sterilisation und die vollständige Abfallentsorgung aufwendig, und somit zeigt die optische Faser eine schlechte Gebrauchseffizienz.
In EP-A-0.195.375 ist ein Katheter für die Laser- Gefäßchirurgie bzw. -Angiochirurgie angegeben. Optische Fasern sind dabei in einem Katheter für die Einführung in eine Arterie angeordnet und bewirken eine kontrollierte Abgabe von Laserlicht. Die Enden der optischen Fasern werden, wie dies für eine gegebene Anwendung gefordert ist, eingestellt und an einer Stelle nahe des distalen Endes des Katheters so fixiert, dass der Austritt gesteuert werden kann. Eine schützende optische Abschirmung hält Blut ab.
In US-A-5.151.096 ist eine Laser-Katheterstreueinrichtung zur fotodynamischen Behandlung von Krebstumoren angegeben. Die Vorrichtung enthält einen nichtplattierten faseroptischen Kern mit einem Diffusor-Matrixüberzug und eine transparente rohrförmige Hülse. Der Laser-Katheterdiffusor wird durch Einführen des nichtüberzogenen faseroptischen Kerns in die Hülse und durch Aufbringen der Diffusormatrix gebildet, die durch eine Standardaushärtung aushärtet, um den Laser-Katheterdiffusor abzudichten.
In US-A-4.740.047 ist eine optische Faser für eine Querabstrahlung eines Laserstrahls zur Behandlung von inneren Bereichen des Körpers angegeben. Das Licht wird vom geneigten Ende der optischen Faser mittels eines Reflexionsüberzugs seitlich reflektiert. Das distale Ende der optischen Faser sowie das rohrförmige Teil, welches die optische Faser umgibt, sind in einer luftdichten Weise durch einen Epoxy-Klebstoff miteinander verbunden.
In US-A-4.973.848 ist eine Vorrichtung angegeben, bei der zwei Laserstrahlen gleichzeitig für eine Analyse und eine Behandlung eines gewünschten Bereiches sorgen. Eine automatische Einstellung des Behandlungs-Laserstrahls wird in Abhängigkeit von den Ergebnissen bewirkt, die mittels des Analyse-Laserstrahls gemessen werden. Die Strahlen werden durch optische Fasern bereitgestellt, welche vom Ende eines konventionellen Endoskops her abstehen.
In WO94/00052 ist eine Ultraschall-Abbildungssonde angegeben, die zur Lieferung von zwei- oder dreidimensionalen Darstellungen abgetasteten Gewebes dient. Die Ultraschallsonde wird mittels eines komplexen Positions-Umsetzers genau positioniert, und "Daten-Scheiben", die in bestimmten Intervallen aufgenommen werden, werden verarbeitet, um ein Ultraschallbild des gewünschten Bereiches zu liefern.

Zusammenfassung der Erfindung

Mit Rücksicht auf die vorstehende Sachlage besteht daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein Krebs-Therapieinstrument bereitzustellen, welches imstande ist, für eine effektive Lichtbehandlung zu sorgen, indem der betroffene bzw. angegriffene Bereich mit Aktivierungslicht über einen weiten Bereich bestrahlt wird. Das Krebs-Therapieinstrument ist hinsichtlich der Arbeitseffizienz ausgezeichnet, nicht teuer und vermeidet die Nachteile der bisher bekannten Geräte.
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist ein Krebs-Therapieinstrument geschaffen, umfassend:
einen Katheter mit einem Rohr, dessen Spitze am distalen Ende geschlossen ist und welches in einen zu behandelnden Patienten einführbar ist,
eine optische Faser, die geeignet ist, innerhalb des Rohres verschiebbar angeordnet zu werden,
eine Aktivierungslicht emittierende Lichtquelle, die derart angeordnet ist, dass das Aktivierungslicht in ein Ende der in dem Rohr enthaltenen optischen Faser derart eingeführt wird, dass das Aktivierungslicht sich innerhalb der optischen Faser ausbreitet und von dem anderen Ende der optischen Faser austritt,
und einen Antriebsmechanismus.
Dieses Krebs-Therapieinstrument ist dadurch gekennzeichnet, dass der Antriebsmechanismus einen Motor, ein festes Lager und eine Spule umfaßt,
wobei der Motor und die Spule über eine Stange verbunden sind, in die ein Schraubgewinde einbezogen ist und die einem festen Lager zugeordnet ist,
und wobei die optische Faser an der Spule mittels eines Spulenhalters derart befestigt ist, dass der Betrieb des Motors dazu dient, die Spule relativ zu dem festen Lager und dem Rohr derart zu verschieben, dass der betreffende Teil der optischen Faser zwischen der Spitze und dem Spulenhalter in einer solchen Weise angetrieben wird, dass die optische Faser innerhalb des Rohres eine periodische Hin- und Herbewegung in der Längsrichtung des Rohres und eine periodische Drehbewegung um die Längsachse des Rohres ausführen kann.
Die Terminologie "Rohr, dessen Spitze geschlossen ist" impliziert, dass es akzeptabel ist, dass entweder die Spitze des Rohres selbst geschlossen ist oder dass die Spitze des Rohres durch einen Stopper oder dergleichen verschlossen wird, der in der Öffnung der Spitze angeordnet wird.
Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird bevorzugt, dass die optische Faser an ihrer Spitze eine schräge Ebene in bezug auf die Längsachse der optischen Faser aufweist.
Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Rohr mit einem Streuteil versehen, welches bestimmtes Aktivierungslicht zu streuen imstande ist, und die optische Faser, deren Spitze innerhalb des Rohres angeordnet ist, emittiert von ihrer Spitze Aktivierungslicht zu dem Streuteil hin. Es wird bevorzugt, dass das Streuteil aus Kunststoff hergestellt wird, welches Polyurethan oder Polyacetal enthält. Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der Emissions-Raumwinkel (der die Verteilung des von der optischen Faser emittierten Lichtes angibt und der definiert ist als eine Fläche, in der die Leuchtdichte des Emissionslichts auf einer sphärischen Oberfläche auftrifft, die durch die Spitzen- Mitte der optischen Faser gebildet ist in der Mitte nicht kleiner als das 0,37-fache eines Maximums, wobei die Spitze der optischen Faser als eine Ebene ausgebildet ist, die einen Emissions-Raumwinkel von nicht weniger als 0,12 Sterdiant aufweist.
Überdies ist es bevorzugt, dass das Rohr so ausgebildet ist, dass eine Schnittebene geschaffen ist, deren Fläche in der rechtwinklig zur Längsrichtung des Rohres verlaufenden Ebene zur Spitze des Rohres hin abnimmt, die in den zu behandelnden Patienten einzuführen ist.
Es wird bevorzugt, dass die Lichtquelle so angeordnet ist, dass die Menge des in die optische Faser als einfallendes Licht eintretenden Aktivierungslicht im Laufe der Zeit kontinuierlich oder schrittweise zunimmt.
Da die optische Faser innerhalb des Rohres verschiebbar angeordnet ist, fühlt ein Patient keine Schmerzen, und zwar auch dann nicht, wenn die optische Faser einer Hin- und Herbewegung oder eine Drehbewegung ausgesetzt ist. Ferner schließen die Einführungs- und Ziehvorgänge der optischen Faser keinerlei Gefahr dahingehend ein, dass ein Patient beim jeweiligen Vorgang geschädigt wird. Somit ist es erleichtert, dass eine Behandlung bei unterschiedlichen Gelegenheiten oder auf einer aufgeteilten Grundlage ausgeführt werden kann. Nebenbei sei angemerkt, dass es zulässig ist, Rohre mit einem Durchmesser in der Größenordnung von 0,5 mm - 1,5 mm zu verwenden und dass eine geringe Nebenwirkung vorhanden ist, wie das Bluten oder dergleichen infolge des Einführens des Rohres in den angegriffenen Bereich bzw. Teil.
Es genügt, dass eine strikte Sterilisation der optischen Faser vor Gebrauch oder Behandlung lediglich für das Rohr durchgeführt wird. Nach der Behandlung ist es ferner möglich, einfach eine komplette Abfallentsorgung bezüglich des Rohres vorzunehmen, das wesentlich billiger ist als die optische Faser, indem das Rohr beispielsweise verbrannt wird. Überdies zeigt das Krebs-Therapieinstrument eine ausgezeichnete Arbeitseffizienz.
Ferner ermöglicht die Hin- und Herbewegung der optischen Faser, eine breite Bestrahlungsfläche in der Längsrichtung des Rohres zu erhalten, wodurch mit einem großen angegriffenen Bereich bzw. Teil zurechtgekommen wird.
Das schräge Schneiden der Spitze der optischen Faser wird billig bzw. preisgünstig vorgenommen, und die kombinierte Anwendung der Drehbewegung und des schrägen Schnitts der optischen Faser ermöglicht es, einen breiten Bestrahlungsbereich um das Rohr zu erhalten.
Die periodische Hin- und Herbewegung und/oder Drehbewegung der optischen Faser ermöglicht es, eine kontinuierliche Bestrahlung mit Aktivierungslicht über eine lange Zeit über einen breiten Lichtbestrahlungsbereich vorzunehmen. Überdies ist es möglich, ein Schmelzen und Verkohlen des dünnen Rohres aufgrund der Hitze der Lichtstrahlung zu verhindern, wodurch die Nutzung des Rohres über eine lange Zeit ermöglicht ist, da kein bestimmter Bereich des Rohres kontinuierlich mit Licht bestrahlt wird.
Wenn ein Streuteil innerhalb des Rohres vorgesehen ist, ist ein derartiges Instrument für die Behandlung kleiner angegriffener bzw. betroffener Bereiche geeignet. Die Verwendung eines Streuteiles ermöglicht es, sogar ohne eine Hin- und Herbewegung und/oder Drehbewegung der optischen Faser, die Spitze der optischen Faser als Lichtquelle auszubilden, die Licht in alle Richtungen abgeben kann. Es ist akzeptabel, dass entweder das Streuteil imstande ist, als Stopper für die Spitze des Rohres ebenso zu dienen,
dass die Spitze des Rohres ursprünglich in einer solchen Konfiguration ausgebildet ist, dass das Streuteil angeordnet wird,
dass das Streuteil von der eine Öffnung aufweisenden Spitze eingeführt wird und dass danach die Öffnung geschlossen wird, oder dass das Streuteil vom rückwärtigen Ende des eine Öffnung aufweisenden Rohres in das Rohr eingeführt wird. In dem Fall, dass das Streuteil vorgesehen ist, besteht keine Forderung dahingehend, die Spitze der optischen Faser schräg zu schneiden, und es ist akzeptabel, dass die optische Faser an ihrer Spitze eine Ebene mit einem Schnitt aufweist, der rechtwinklig zur Längsachse der optischen Faser verläuft, und dass das Streuteil an einer Stelle, an der es der Spitze der optischen Faser gegenüberliegt, eine parallel zu der betreffenden Ebene der optischen Faser sich erstreckende Ebene aufweist.
Gemäß einer Ausführungsform ist die Spitze einer optischen Faser, die innerhalb eines Rohres angeordnet ist, mit einer Streuebene derart ausgestattet, dass von der Spitze der optischen Faser Aktivierungslicht mit einer Streuung emittiert wird, die nicht kleiner ist als ein bestimmter Raumwinkel.
Bei dieser Ausführungsform wird der Emissions-Raumwinkel (der die Streuung des von der optischen Faser emittierten Lichtes angibt und der definiert ist als ein Bereich, in welchem die Leuchtdichte des Emissionslichtes auf einer sphärischen Oberfläche, die durch die Spitzenmitte der optischen Faser hervorgerufen wird) nicht kleiner als das 0,37-fache eines Maximums in der Mitte wird. Die Streuebene der Spitze der optischen Faser (die definiert ist als eine Ebene mit dem Emissions- Raumwinkel) ist nicht kleiner als 0,12 Steradiant. Der Grund dafür, dass diese Werte gewählt sind, liegt darin, dass ein derartiger Grad der Streuebene einfach und billig durch grobes Schleifen mittels einer Feile und dergleichen erhalten werden kann und außerdem darin, weil ein breiter Bereich des angegriffenen Bereiches mit Aktivierungslicht bestrahlt wird. Eine effektive Behandlung kann durch eine Streuung des Aktivierungslichts in dem Ausmaß, dass die obige Definition erfüllt ist, sogar dann erzielt werden, wenn ein unabhängiges Streuteil oder dergleichen nicht zusätzlich zu der optischen Faser vorgesehen ist.
Wenn die optische Faser innerhalb des Rohres verschiebbar angeordnet ist und hin- und herbewegt wird, ist es möglich, einen breiteren Lichtbestrahlungsbereich zu erhalten, wodurch mit großen angegriffenen Bereichen zurechtgekommen wird. Ferner ermöglicht die Bereitstellung einer periodischen Hin- und Herbewegung die gleichmäßige Bestrahlung eines breiteren Lichtbestrahlungsbereiches mit Aktivierungslicht.
Bei jeder der oben beschriebenen Ausführungsformen gemäß der vorliegenden Erfindung ist es in dem Fall, dass Polyurethan oder Polyacetal als Hauptausgangsmaterialien ausgewählt wird, möglich, ein Rohr mit der notwendigen Lichtübertragungsfähigkeit für theurapeutische Instrumente bereitzustellen und über eine weiche Struktur zu verfügen, was bedeutet, dass keinerlei Gefahr dafür vorhanden ist, dass der menschliche Körper geschädigt wird und dass das Rohr für den menschlichen Körper nicht toxisch ist. Ferner ist im Falle von Polyacetal der Vorteil gegeben, dass das Rohr sogar dann schwer zu verkohlen ist, wenn es mit starkem Licht bestrahlt wird.
Ferner erleichtert die Schärfung der Spitze des Rohres die Einführung des betreffenden Rohres in den betroffenen angegriffenen Bereich.
Wie in Fig. 9 veranschaulicht, setzen sich sogar in einer effektiven Periode der Lichtbehandlung die Konzentrationen der Fotosensibilisatoren innerhalb der normalen Zelle weiter herab, und somit wird aktivierender Sauerstoff in den normalen Zellen sogar bei, einer Bestrahlung mit stärkerem Aktivierungslicht kaum produziert. Infolgedessen ist es möglich, den weiteren Behandlungseffekt durch Bestrahlen mit stärkerem Aktivierungslicht im Laufe der Zeit zu erzielen.
Durch Anwendung des Krebs-Therapieinstruments gemäß der vorliegenden Erfindung, wie es oben beschrieben worden ist, ist es somit möglich, billige Rohre und optische Fasern bereitzustellen, die imstande sind, der Nutzung über lange Zeit hinweg zu widerstehen, und außerdem einen breiten Lichtbestrahlungsbereich zu erzielen. Das betreffende Instrument ist außerdem hinsichtlich der Arbeitseffizienz und im Hygienemanagement ausgezeichnet, da das Rohr, welches billig ist und die Möglichkeit der Entsorgung durch Verbrennen zeigt, für jeden Patienten oder jede Behandlung auf einer Wegwerfbasis verwendet werden kann.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt eine typische Darstellung eines Krebs-Therapieinstruments gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2 zeigt in einer vergrößerten Teilansicht den Spitzenteil eines in einen angegriffenen Bereich eingeführten Rohres sowie den Spitzenteil einer in das Rohr eingeführten optischen Faser.
Fig. 3A bis 3C zeigen jeweils eine Ansicht, die für das Verständnis einer Veränderung eines Bestrahlungsbereiches von Laserstrahlen entsprechend der Bewegung der optischen Faser von Nutzen sind.
Fig. 4 veranschaulicht in einer Ansicht einen Zustand, in welchem zwei Rohre in den angegriffenen Bereich eingeführt sind und in welchem überdies ein Heizrohr in den betreffenden Bereich eingeführt ist.
Fig. 5 zeigt in einer vergrößerten Teilansicht den Spitzenteil eines Rohres und den Spitzenteil einer optischen Faser, obwohl Fig. 5 sich nicht auf eine Ausführungsform gemäß der Erfindung bezieht, wie sie in den Ansprüchen festgelegt ist; sie erscheint indessen für deren Verständnis der Erfindung von Nutzen.
Fig. 6 veranschaulicht in einer Ansicht den Spitzenteil einer optischen Faser und den Zustand einer Streuung von emittiertem Licht entsprechend einer noch weiteren Ausführungsform eines Krebs-Therapieinstruments gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 7A und 7B zeigen jeweils eine Ansicht der Spitze eines Rohres.
Fig. 8 veranschaulicht ein Diagramm, welches exemplarisch die Veränderung der Lichtmenge des von einer Laserlichtquelle entsprechend der verstrichenen Zeit emittierten Lichtes.
Fig. 9 veranschaulicht in einem Diagramm die Beziehung zwischen der verstrichenen Zeit, beginnend von dem Zeitpunkt, zu dem ein Fotosensibilisator in den Körper injiziert wird, und die relativen Konzentrationen des in den Zellen verbleibenden Fotosensibilisators.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Nachstehend werden Ausführungsbeispiele gemäß der Erfindung beschrieben.
Fig. 1 zeigt eine typische Darstellung eines Krebs-Therapieinstruments gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Gemäß Fig. 1 ist das Krebs-Therapieinstrument 10 mit einem Rohr 11 vom Wegwerftyp ausgestattet, wobei der Spitzenbereich 11a des betreffenden Rohres in den betroffenen angegriffenen Bereich eingeführt ist, der vom Krebs oder Tumor innerhalb des Körpers des Patienten befallen ist. Das Rohr 11 besteht beispielsweise aus Polyacetal und weist einen Durchmesser in der Größenordnung von etwa 1 mm auf.
Das Krebs-Therapieinstrument 10 ist ferner mit einer optischen Faser 12 ausgestattet, die auf einer ersten Spule 13 und einer zweiten Spule 14 aufgewickelt ist und die an der ersten Spule 13 und der zweiten Spule 14 an Haltern 13a bzw. 14a befestigt ist. Der Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 am Ende der zweiten Spule 14 ist in das Rohr 11 eingeführt und er reicht bis zum Spitzenteil bzw. -bereich 11a. Ein Eintrittsende 12b der optischen Faser 12 ist mit einer Laserlichtquelle 15 verbunden. Die Laserlichtquelle 15 emittiert einen Laserlichtstrahl einer Wellenlänge, mit der das Licht als Aktivierungslicht genutzt wird. Der emittierte Laserlichtstrahl wird in die optische Faser 12 durch das Eintrittsende 12b der optischen Faser 12 eingeführt. Die Laserlichtquelle 15 kann Laserlicht emittieren, welches in der Lichtmenge veränderbar ist. Die Lichtmenge wird im Laufe der Zeit durch eine Steuerschaltung (nicht dargestellt) verändert. Einzelheiten werden später beschrieben. Der in die optische Faser 12 eingeführte Laserstrahl breitet sich durch die optische Faser 12 aus und tritt aus der in das Rohr 11 eingeführten Spitze aus.
Die erste Spule 13 ist mit einer Welle 16a eines Drehmomentmotors 16 derart verbunden, dass sie in einer in der betreffenden Figur angegebenen Pfeilrichtung A betätigt wird. An der zweiten Spule 14 ist ein Stab 17 befestigt, auf dessen Oberfläche Gewindegänge gebildet sind. Der Stab 17 steht mit einem festen Lager 18 auf einer Spiral- bzw. Gewindebasis in Eingriff, und er ist über ein Kupplungsteil 19 mit einer Welle 20a eines reversiblen Motors 20 verbunden. Das feststehende Lager 18 ist an einem Grundteil oder dergleichen (nicht dargestellt) befestigt. Der reversible Motor 20 ist in Vorwärts- und Rückwärtsrichtung drehbar. Die Verwendung eines Führungsteiles (nicht dargestellt) verhindert, dass der Motorhauptkörper gedreht wird; es ermöglicht, dass sich der Motor insgesamt vorwärts- und rückwärts bewegt (in der betreffenden Figur nach links und rechts).
Wenn sich der reversible Motor 20 in Vorwärtsrichtung dreht, dreht sich auch der Stab 17 in Vorwärtsrichtung. Da der Stab 17 mit dem feststehenden Lager 18 auf einer Gewindebasis in Eingriff steht, bewegt sich der Stab 17 zusammen mit dem reversiblen Motor 20 nach vorn, so dass die zweite Spule 14 gedreht und vorbewegt wird. Zu diesem Zeitpunkt zieht die zweite Spule 14 die auf die erste Spule 13 aufgewickelte optische Faser 12 so, dass sie auf die zweite Spule 14 aufgewickelt wird. Während der Spitzenbereich 12a der optischen Faser 12 in dem Rohr 11 eingeklemmt ist, währenddessen die optische Faser 12 nach vorn gedreht wird, wird eine Längsrichtung der optischen Faser 12 als Achse gewählt. Wenn sich der reversible Motor 20 in Rückwärtsrichtung dreht, dreht sich andererseits der Stab 17 ebenfalls in Rückwärtsrichtung und geht zurück. Infolgedessen wird der Teil der optischen Faser 12, der auf die zweite Spule 14 gewickelt worden ist, auf die erste Spule 13 zurückgewickelt, so dass der Spitzenbereich 12a der optischen Faser 12 sich umgekehrt dreht und in eine solche Richtung bewegt, dass er aus dem Rohr 11 gezogen wird. Die (nicht dargestellte) Steuerschaltung zur Steuerung des reversiblen Motors 20 ist mit einer Zeitsteuereinrichtung versehen. Der reversible Motor 20 schaltet wiederholt auf die Vorwärtsdrehung und Rückwärtsdrehung um, wenn die Zeitsteuereinrichtung hoch zählt, wodurch der Spitzenbereich 12a der optischen Faser 12 innerhalb des Rohres 11 wiederholt eine periodische Hin- und Herbewegung und eine Drehbewegung ausführt.
Nebenbei sei angemerkt, dass entsprechend der vorliegenden Ausführungsform, wie sie oben beschrieben worden ist, ein Beispiel gezeigt ist, bei dem sowohl die Hin- und Herbewegung als auch die Drehbewegung auf den Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 ausgeübt wird. Es sei indessen darauf hingewiesen, dass Modifikationen vorgenommen werden können.
Zur Anwendung des in Fig. 1 dargestellten Krebs-Therapieinstruments 10 wird ein Fotosensibilisator in den betroffenen angegriffenen Bereich eingespritzt, das Rohr 11 wird in den betreffenden Bereich eingeführt, der Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 wird in das Rohr 11 eingeführt und der Betrieb wird initiiert, nachdem eine bestimmte Standby-Zeit verstrichen ist.
Fig. 2 zeigt in einer vergrößerten Teilansicht den Spitzenteil 11a des Rohres 11, welches in den betroffenen angegriffenen Bereich 30 eingeführt ist; der Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 ist in das Rohr 11 eingeführt.
Wie aus Fig. 2 zu ersehen ist, ist die Spitze 11c des Spitzenteiles 11a des Rohres 11 geschlossen, um zu verhindern, dass Blutflüssigkeit in die Innenseite eindringt. Die Spitze des Spitzenteiles 12a der optischen Faser 12, welche bis zu dem Spitzenteil 11a des Rohres 11 eingeführt ist, ist mit einer Spitzenebene 12c versehen, die durch schräges Schneiden der Spitze gebildet ist, wie dies in der betreffenden Zeichnungsfigur veranschaulicht ist. Der durch die Innenseite der optischen Faser 12 hindurchtretende Laserstrahl wird durch die Spitzenebene 12c reflektiert und durch die Seitenfläche des Rohres 11 derart emittiert, dass der angegriffene Bereich 30 durch den Laserstrahl bestrahlt wird, der durch die Seitenfläche des Rohres 11 emittiert wird.
Die Fig. 3A bis 3C zeigen jeweils eine Ansicht, die für das Verständnis einer Abwandlung des Bestrahlungsbereiches von Laserstrahlen entsprechend der Bewegung der optischen Faser von Nutzen ist.
In einem Zustand, wie er in Fig. 3A veranschaulicht ist, wird ein Teilbereich 30a des angegriffenen Bereiches bzw. Teiles 30 mit dem Laserstrahl bestrahlt. In diesem Zustand wird der Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 gedreht und in eine solche Richtung verschoben, dass er von dem Rohr 11 weggezogen wird. Zu diesem Zeitpunkt wird ein weiterer Teilbereich 30b des angegriffenen Teiles bzw. Bereiches 30 mit dem Laserstrahl bestrahlt, wie dies in Fig. 3B veranschaulicht ist. Wenn der Spitzenteil 12a der optischen Faser 12 gedreht und verschoben wird, um den in Fig. 3C dargestellten Zustand einzunehmen, wird ein zusätzlicher Teilbereich 30c des angegriffenen Teiles bzw. Bereiches 30 mit dem Laserstrahl bestrahlt. Auf diese Weise ermöglichen die Hin- und Herbewegung und die Drehung des Spitzenteiles 12a der optischen Faser 12 innerhalb des Rohres 11, dass der angegriffene Bereich bzw. Teil 30 wiederholt mit Laserstrahlen überall in dem betreffenden Bereich 30 gleichmäßig bestrahlt wird.
Fig. 4 veranschaulicht in einer Ansicht einen Zustand, bei dem zwei Rohre 11 in den angegriffenen Bereich 30 eingeführt sind und bei dem überdies ein Heizrohr 40 in den betreffenden angegriffenen Bereich 30 eingeführt ist.
In dem Fall, dass der angegriffene Bereich 30 groß ist, ist es akzeptabel, eine Anordnung bereitzustellen, in der eine Vielzahl von Rohren 11 eingeführt wird, wie dies in der betreffenden Figur veranschaulicht ist, wobei eine Vielzahl von optischen Fasern 12 Laserstrahlen emittiert und wobei der angegriffene Bereich 30 durch die Laserstrahlen in einer Behandlung bestrahlt wird. Die fortgesetzte Bestrahlung mit den Laserstrahlen heizt den angegriffenen Bereich 30 auf. Falls es erwünscht ist, die Temperatur des angegriffenen Bereiches 30 zu senken, ist es akzeptabel, dass das Heizrohr 40 in den betreffenden Bereich 30 eingeführt wird, wie dies in der betreffenden Figur veranschaulicht ist, um diesen angegriffenen Bereich 30 zu kühlen. Alternativ ist es auch akzeptabel, den angegriffenen Bereich 30 durch das Heizrohr 40 weiter aufzuheizen, so dass die oben erwähnte Hyperthermie in Kombination mit der Fototherapie genutzt wird.
Fig. 5 zeigt in einer vergrößerten Teilansicht den Spitzenbereich eines Rohres und den Spitzenteil einer optischen Faser; die betreffende Figur veranschaulicht keine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung; sie erscheint indessen für das Verständnis der Erfindung von Nutzen.
Die Spitze 11c des Rohres 11 ist am Ende offen. Ein Streuteil 21 ist in der Öffnung der Spitze 11c des Rohres 11 angeordnet und daran befestigt. Das Streuteil 21 dient als Stopper, mit dessen Hilfe die Öffnung verschlossen ist. Sowohl das Streuteil 21 als auch das Rohr 11 bestehen jeweils aus Polyacetal. Die optische Faser 12 ist innerhalb des Rohres 11 eingeführt. Es wird bevorzugt, dass der optischen Faser 12 ermöglicht ist, in das Rohr 11 eingeführt und aus diesem herausgeführt zu werden. Während der Behandlung ist die optische Faser 12 indessen an einer bestimmten Stelle innerhalb des Rohres 11 angeordnet; sie wird weder bewegt noch gedreht.
Die Spitzenebene 12c der optischen Faser 12 ist rechtwinklig geschnitten. Das rückwärtige Ende 21a des Streuteiles 21 ist so gebildet, dass es der Spitzenebene 12c der optischen Faser 12 gegenüberliegt, so dass ein Teil der von der Spitzenebene 12c der optischen Faser 12 emittierten Laserstrahlen an dem rückwärtigen Ende 21a des Streuteiles 21 reflektiert und dann von dem Rohr 11 projiziert bzw. abgegeben wird und dass der andere durch die Innenseite des Streuteiles 21 von der Seite des Rohres oder der Spitze des Streuteiles 21 abgegeben bzw. projiziert wird. Mit einer solchen einfachen Struktur ist eine richtungsunabhängige Lichtquelle realisiert, die imstande ist, die Laserstrahlen von der Spitze in alle Richtungen abzugeben bzw. zu projizieren. Diese Lichtquelle ist imstande, die Laserstrahlen in alle Richtungen derart zu projizieren, dass das Rohr in den angegriffenen Bereich eingeführt werden kann und dass die optische Faser in das Rohr eingeführt und dort gelagert bzw. festgelegt werden kann. Eine derartige Lichtquelle ist insbesondere in einem Falle wirksam, in welchem der angegriffene Bereich klein ist.
Fig. 6 veranschaulicht in einer Darstellung den Spitzenbereich einer optischen Faser und den Zustand der Streuung von emittiertem Licht entsprechend einer noch weiteren Ausführungsform eines Krebs-Therapieinstruments gemäß der vorliegenden Erfindung.
Während die Spitzenebene 12c der optischen Faser 12 rechtwinklig geschnitten ist, wird die Spitzenebene 12c einem groben Schleifen mittels einer Feile unterzogen. Damit wird der von der Spitzenebene 12c emittierte Laserstrahl als gestreuter Strahl projiziert, so dass ein Lichtstrahl an einer Stelle, die um 10 cm von der Spitzenebene 12c vorn liegt, einen Durchmesser von D ≥ 2 cm zeigt.
Auf diese Weise wird die optische Faser 12, deren Spitzenebene 12c derart verarbeitet ist, dass der Laserstrahl als gestreuter Strahl projiziert wird, in das Rohr eingeführt, und der angegriffene Bereich wird mit dem Laserstrahl bestrahlt, wobei die optische Faser 12 festliegt, falls der angegriffene Bereich klein ist, während die optische Faser 12 hin- und herbewegt wird, falls der angegriffene Bereich groß ist.
Die Fig. 7A und 7B zeigen jeweils in einer vergrößerten Ansicht die Spitze eines Rohres.
Gemäß Fig. 7A ist der Spitzenbereich des Rohres 11, dessen Spitze geschlossen ist, in einer spitzenförmigen scharfen Konfiguration verarbeitet. Gemäß Fig. 7B ist ein Stopper in dem Spitzenbereich des Rohres 11 angeordnet, dessen Spitze offen ist, und der den Stopper enthaltende Spitzenbereich ist in einer stiftförmigen scharfen Konfiguration verarbeitet. Nebenbei sei angemerkt, dass die Strichpunktlinien in Fig. 7B die Konfiguration vor der Bearbeitung zeigen. Auf diese Weise ermöglicht die Schaffung einer Schärfe des Spitzenbereiches des Rohres 11 eine gleichmäßige Einführung des Rohres 11 in den angegriffenen Bereich.
Nebenbei sei angemerkt, dass keine Forderung dahingehend vorhanden ist, den Spitzenbereich des Rohres 11 als Kegel zu schärfen. Es genügt für eine billige Verarbeitung einen einfachen Schrägschnitt, einen dreieckförmigen pyramidenartig geformten Schnitt und dergleichen zu wählen.
Fig. 8 zeigt ein Diagramm, welches exemplarisch eine Änderung einer Lichtmenge des von einer Laserlichtquelle 15 (siehe Fig. 1) abgegebenen Lichtes in Abhängigkeit von der verstrichenen Zeit veranschaulicht.
In der ersten Stufe einer effektiven Periode der Lichttherapie, wie dies in Fig. 9 veranschaulicht ist, werden noch einige Zahlen von Fotosensibilisatoren auch in den normalen Zellen verbleiben. Somit treten zunächst Lichtstrahlen mit einer relativ geringen Lichtmenge aus, und danach wird die Lichtmenge erhöht, während der Fotosensibilisator aus den normalen Zellen im Laufe der Zeit abgesondert worden ist. Diese Regelung ermöglicht es, den maximalen Effekt bei der Behandlung zu erzielen und die Gefahr oder Schädigung der normalen Zellen auf ein Minimum zu beschränken.
Wie oben beschrieben, ist es gemäß der vorliegenden Erfindung möglich, eine große Wirkung in der Fototherapie durch effektive Bestrahlung mit Aktivierungslicht im angegriffenen Bereich zu erzielen. Darüber hinaus ist es möglich, ein Krebs- Therapieinstrument bereitzustellen, welches imstande ist, die Belastung eines Patienten zu verringern und welches hinsichtlich der Sicherheit und Hygiene ausgezeichnet ist, da das Rohr wegwerfbar ist.

Claims

1. Krebs-Therapieinstrument (10), umfassend:

einen Katheter mit einem Rohr (11), dessen Spitze (11a) am distalen Ende geschlossen ist und welches irr einen zu behandelnden Patienten einführbar ist,

eine optische Faser (12), die geeignet ist, innerhalb des Rohres (11) verschiebbar angeordnet zu werden,

eine Aktivierungslicht emittierende Lichtquelle (15), die derart angeordnet ist, dass das Aktivierungslicht in ein Ende der in dem Rohr (11) enthaltenen optischen Faser (12) derart eingeführt wird, dass das Aktivierungslicht sich innerhalb der optischen Faser (12) ausbreitet und an dem anderen Ende der optischen Faser austritt,

und einen Antriebsmechanismus,

dadurch gekennzeichnet,

dass der Antriebsmechanismus einen Motor (20), ein festes Lager (18) und eine Spule (14) umfaßt,

wobei der Motor (20) und die Spule (14) über eine Stange (17) verbunden sind, in die ein Schraubgewinde einbezogen ist und die einem festen Lager (18) zugeordnet ist,

und wobei die optische Faser (12) an der Spule (14) mittels eines Spulenhaltsers (14a) derart befestigt ist, dass der Betrieb des Motors (20) dazu dient, die Spule (14) relativ zu dem festen Lager (18) und dem Rohr (11) derart zu verschieben, dass der betreffende Teil der optischen Faser (12) zwischen der Spitze (11a) und dem Sgulenhalter (14a) in einer solchen Weise angetrieben wird, dass die optische Faser (12) innerhalb des Rohres (11) eine periodische Hin- und Herbewegung in der Längsrichtung des Rohres (11) und eine periodische Drehbewegung um die Längsachse des Rohres (11) ausführen kann.

2. Instrument (10) nach Anspruch 1, wobei die Spitze (11a) der optischen Faser als eine schräge Ebene in bezug auf die Längsrichtung der optischen Faser (12) ausgebildet ist.

3. Instrument (10) nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Rohr (11) mit einem Streuteil (21) versehen ist, welches Aktivierungslicht zu streuen imstande ist.

4. Instrument (10) nach Anspruch 3, wobei das Streuteil (21) aus Polyurethan oder Polyacetal enthaltendem Kunststoffmaterial hergestellt ist.

5. Instrument (10) nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, wobei der Emissions-Raumwinkel nicht kleiner als das 0,37- fache eines Maximums ist und wobei die Spitze der optischen Faser (12) als eine Ebene ausgebildet ist, die einen Emissions-Raumwinkel von nicht weniger als 0,12 Steradiant aufweist.

6. Instrument (10) nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, wobei das distale Ende des Rohres (11) derart ausgebildet ist, dass eine Schnittebene geschaffen ist, deren Fläche in der rechtwinklig zur Längsrichtung des Rohres (11) verlaufenden Ebene in Richtung der Spitze des Rohres (11) abnimmt.

7. Instrument (10) nach irgendeinem vorhergehenden Anspruch, wobei die Lichtquelle (15) eine Einrichtung enthält, welche die Menge des in die optische Faser (12) als einfallendes Licht eintretenden Aktivierungslichts im Laufe der Zeit kontinuierlich oder schrittweise steigert.