DE69732197T2

DE69732197T2 - Vorrichtung zur endometrischen Ablation

Info

Publication number: DE69732197T2
Application number: DE69732197T
Authority: DE
Inventors: Steven H. Germantown Mersch
Original assignee: Ethicon Endo Surgery Inc
Current assignee: Ethicon Endo Surgery Inc
Priority date: 1996-06-12
Filing date: 1997-06-11
Publication date: 2006-03-30
Anticipated expiration: 2017-06-12
Also published as: CA2207474A1; ES2235213T3; EP0812573B1; AU2483297A; CA2207474C; EP0812573A2; AU711937B2; DE69732197D1; JPH1085228A; EP0812573A3; US5776129A

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung für die Zerstörung der inneren Auskleidung eines Körperorgans und genauer eine Vorrichtung zum selektiven Zerstören des Endometriums.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Unter bestimmten Umständen kann es vorteilhaft sein, eine oder mehrere Schichten der inneren Auskleidung verschiedener Körperorgane zu zerstören. Eine derartige Zerstörung kann vorteilhaft sein bei der Behandlung oder Verhinderung bestimmter Erkrankungen oder anderer physikalischer Zustände. Insbesondere dysfunktionelle Gebärmutterblutung (DUB), die ein Problem für viele Frauen und insbesondere für postmenopausale Frauen sein kann. Verschiedene Verfahren und Vorrichtungen sind verwendet worden, um Schichten lebenden Gewebes zu zerstören, ohne die darunterliegenden Schichten zu beschädigen. Einige der Vorrichtungen umfassen Einrichtungen zum Erhitzen der zu zerstörenden Schicht unter Verwendung, beispielsweise, von Radiofrequenzenergie und Mikrowellenenergie. Alternativ umfassen andere Techniken zum Zerstören der inneren Auskleidung der verschiedenen Körperorgane chemische Behandlungen, Kryotherapie, Lasertherapie und Elektrochirurgie.
Das US-Patent Nr. 5,277,201 beschreibt ein Verfahren und eine Vorrichtung zur endometrialen Ablation unter Verwendung eines elektrisch leitfähigen Ballons, der angepasst ist, um monopolare RF-Energie an die Endometriumsschicht anzulegen, wenn der Ballon innerhalb des Körperorgans expandiert ist. Das US-Patent Nr. 5,277,201 veranschaulicht weiter eine Ballonvorrichtung zur Verwendung bei endometrialer Ablation, wobei die Ballonoberfläche eine Vielzahl von einzeln anregbaren RF-Elektroden zusammen mit einer Vielzahl von auswählbaren Temperaturmessfühlern enthält, die angepasst sind, um die Temperatur des Endometriums während des Ablationsprozesses zu messen. Das US-Patent 4,979,948 beschreibt thermische Ablation der Mukosaschicht einer Gallenblase durch Widerstandsheizen mit einer RF-Ballonelektrode. Der elektrische Strom wird vermittels einer leitfähigen Expansionsflüssigkeit verabreicht, die den Ballon ausfüllt. Ballonkatheter, die mit einem erhitzten Fluid versorgt werden, sind ebenfalls für die thermische Ablation von hohlen Körperorganen verwendet worden, wie in US-Patent 5,045,056 beschrieben. Die Anwendung von Mikrowellen- und Hochfrequenz-RF-Energie, um Gewebe unter Verwendung von Elektroden zu zerstören, die in einen expandierten Ballon eingeschlossen sind, sind beispielsweise in den US-Patenten 4,662,383 und US 4,676,258 beschrieben.
Sowohl in US-A-5,449,354 als auch in EP-A-0411132 wird eine Vorrichtung von der im Oberbegriff des beigefügten Anspruches 1 angegebenen Art offenbart.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung bereitgestellt zum Erhitzen der Innenauskleidung eines Organs, wie in dem beigefügten Anspruch 1 angegeben. Somit wird eine Vorrichtung zum Erhitzen von Gewebe im Inneren eines Körperorgans gezeigt, beispielsweise des Uterus, die ein expandierbares Element umfasst, das angepasst ist, um in das Körperorgan zu passen, wobei das expandierbare Element mit einem Gitter aus optisch leitfähigem Material bedeckt ist, das so angeordnet ist, um Licht zu der inneren Oberfläche des Körperorgans zu leiten. In dieser Ausführungsform kann das expandierbare Element eine reflektierende Oberfläche aufweisen, die Licht von dem optisch leitfähigen Material auf die innere Oberfläche des Körperorgans reflektiert.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst das optisch leitfähige Material ein Gitter aus optischen Fasern, die mit einer oder mehreren Lichtquellen verbunden ist, beispielsweise Hochintensitätslampen oder Lasern, die Lichtenergie erzeugen, die durch das optisch leitfähige Material übertragen wird. In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung sind Temperaturnachweiseinrichtungen, beispielsweise Thermoelemente, an dem expandierbaren Element angebracht, um die Temperatur der Auskleidung des Körperorgans zu messen, während sie durch die durch das optisch leitfähige Material übertragene Lichtenergie erhitzt wird.
Es wird auch ein Verfahren offenbart zum selektiven Erhitzen der Auskleidung eines Körperorgans unter Verwendung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung, das den Schritt des Aufblasens des expandierbaren Elementes, um in das Körperorgan zu passen, Erhitzen der inneren Oberfläche des Körperorgans, indem Lichtenergie von der Lichtquelle durch das optisch leitfähige Material zu der Auskleidung geleitet wird, umfasst. Zusätzlich kann ein Verfahren den Schritt umfassen, dass die Temperatur der Auskleidung gemessen wird und die Lichtquellen selektiv ein- und ausgeschaltet werden, um die Temperatur der Auskleidung zu steuern.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die neuen Merkmale der Erfindung werden insbesondere in den beigefügten Ansprüchen angegeben. Die Erfindung selbst, zusammen mit ihren weiteren Zielen und Vorteilen, kann am besten unter Bezugnahme auf die folgende Beschreibung zusammen mit den beigefügten Zeichnungen verstanden werden, wobei:
1 ein optisches Ablationssystem gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt, das ein Ablationsinstrument und einen elektro-optischen Generator umfasst.
2 eine Querschnittsansicht des in 1 dargestellten Ablationsinstrumentes entlang der Linie 2-2 zeigt.
3 ein optisches Ablationssystem gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt, das ein Ablationsinstrument umfasst und eine alternative Ausführungsform eines elektrooptischen Generators.
4 eine Schnittansicht eines Querschnittes eines expandierbaren Licht streuenden Netzes gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
5 eine Schnittansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung vor der Entfaltung des expandierbaren lichttreuenden Netzes ist.
6 eine Schnittansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung nach der Entfaltung des expandierbaren lichtstreuenden Netzes ist.
7 eine Seitenansicht eines Ballons zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung ist.
8 eine Seitenansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung ist, die ein erstes Faseroptikgitter mit einem ersten Thermoelement darstellt.
9 eine Seitenansicht des distalen Endes eines Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung ist, die erste und zweite Heizelementsegmente darstellt, einschließlich eines ersten und zweiten Thermoelementes.
10 eine Seitenansicht des distalen Endes eines Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung ist, die erste, zweite und dritte Heizelementsegmente darstellt, einschließlich erster, zweiter und dritter Thermoelemente.
11 ein Flussdiagramm ist, das eine Ausführungsform des Steuerungsablaufes für die elektro-optische Schaltung für ein Ablationsinstrument gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt.
12 ein Flussdiagramm ist, das eine Ausführungsform des Steuerungsablaufes für die elektro-optische Schaltung für ein Ablationsinstrument gemäß der vorliegenden Erfindung ist.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
1 veranschaulicht ein optisches Ablationssystem 15 gemäß der vorliegenden Erfindung, das ein Ablationsinstrument 10 und einen elektro-optischen Generator 11 umfasst. In 1 wird optische Energie in der Form von Licht durch den elektro-optischen Generator 11 an dem Ablationsinstrument 10 bereitgestellt. Wie hierin verwendet, soll der Begriff „optisch" den Teil des elektromagnetischen Spektrums umfassen, der Strahlung im Bereich der ultravioletten, sichtbaren und infraroten Wellenlängen umfasst. Der elektro-optische Generator 11 umfasst eine optische Energiequelle 12, eine oder mehrere Energiekopplungseinrichtungen 14, einen oder mehrere optische Filter 16, einen oder mehrere variable Dämpfungsglieder, die auch variable neutrale Dichtefilter umfassen können, ein oder mehrere Faseroptikbündel 20, ein oder mehrere Thermoelementeingänge 24 und die Steuerschaltung 22. Die optische Energiequelle 12 kann, beispielsweise, ein Laser, eine Halogenlampe, eine herkömmliche Glühlampe oder eine andere optische Energiequelle sein.
Die optische Energiequelle 12 kann eine einzelne Quelle sein, die Licht bereitstellt, das weiß oder bei einer speziellen Wellenlänge spektral rein ist. Alternativ kann die optische Energiequelle 12 eine Vielzahl von Lichtquellen mit irgendeiner Kombination aus Wellenlängen und Leistungsniveaus umfassen. Die optische Energiequelle 12 ist an das Faseroptikbündel 20 durch die Energiekopplungslinse 14, den optischen Filter 16 und das variable Dämpfungsglied 18 gekoppelt.
Die Energiekopplungslinse 14 fokussiert optische Energie von der optischen Energiequelle 12 durch den optischen Filter 16 und das variable Dämpfungsglied 18 auf das proximale Ende des Faseroptikbündels 20. Intensität und/oder Wellenlänge der optischen Energiequelle 12 kann, beispielsweise, durch Signale von der Steuerschaltung 22 gesteuert werden, die durch die Steuerleitung 72 übertragen werden. Der optische Filter 16 kann ein Einzelfrequenzfilter sein, der angepasst ist, um alle Wellenlängen, die von der optischen Energiequelle 12 erzeugt werden, mit Ausnahme einer Wellenlänge wegzufiltern. Alternativ kann der optische Filter eine Vielzahl von auswählbaren Filtern sein, von denen ein Filter, der bei einer oder mehreren Wellenlängen wirksam ist, ausgewählt ist, um selektiv optische Energie zu filtern, die durch die optische Energiequelle 12 erzeugt wird. Der optische Filter 16 kann auch ein Spektralfilter sein, der angepasst ist, um Energie innerhalb eines Wellenlängenbandes durchzulassen. Der optische Filter 16 kann auch ein Filterrad sein, das eine Anzahl von Bandpassfiltern enthält. Die Wellenlänge des durch den optischen Filter 16 filtrierten Lichtes kann, beispielsweise, durch Signale von der Steuerschaltung 22 gesteuert werden, die durch die Steuerleitung(en) 70 übertragen wird. Nach dem Durchgang durch den optischen Filter 16 tritt die Energie von der optischen Energiequelle 12 durch das variable Dämpfungsglied 18 hindurch. Das variable Dämpfungsglied 18 kann auch als ein variabler Neutraldichtefilter bezeichnet werden. Das variable Dämpfungsglied 18 ist angepasst, um das Energieniveau des Lichtes zu steuern, das auf das proximale Ende des Faseroptikbündels 20 fokussiert wird. Die Einstellung des variablen Dämpfungsgliedes 18 kann, beispielsweise, durch Signale von der Steuerschaltung 22 gesteuert werden, die durch die Steuerleitung(en) 74 übertragen werden. Die durch das variable Dämpfungsglied 18 geführte Energie kann durch Signale von der Steuerschaltung 22 gesteuert werden, um zu gewährleisten, dass das geeignete Energieniveau an das proximale Ende des Faseroptikbündels 20 eingegeben wird.
Die Energiekopplungslinse 14 kann eine Vielzahl von Energiekopplungslinsen enthalten, beispielsweise die drei Energiekopplungslinsen 14a, 14b und 14c, die in 1 dargestellt sind. Der optische Filter 16 kann eine Vielzahl von optischen Filtern enthalten, beispielsweise die drei optischen Filter 16a, 16b und 16c, die in 1 dargestellt sind. Das variable Dämpfungsglied 18 kann eine Vielzahl von variablen Dämpfungsgliedern umfassen, beispielsweise die drei variablen Dämpfungsglieder 18a, 18b und 18c, die in 1 dargestellt sind. Zusätzlich kann das Faseroptikbündel 20 eine Vielzahl von Faseroptikbündeln umfassen, beispielsweise die drei Faseroptikbündel, die in 1 dargestellt sind. Die Anzahl von Energiekopplungslinsen, optischen Filtern und variablen Dämpfungsgliedern und Faseroptikbündeln wird von der Konstruktion des Ablationssystems abhängen, die Anzahl der Kopplungslinsen, optischen Filter, variablen Dämpfungsglieder und Faseroptikbündel wird jedoch im Allgemeinen der Anzahl von Regionen entsprechen, die das Ablationsinstrument getrennt innerhalb der zu behandelnden Körperkavität erhitzen soll.
Der elektro-optische Generator 22 umfasst Temperatursignaldrähte 24, die angepasst sind, um Signale, die der Temperatur an ausgewählten Punkten am distalen Ende des Ablationsinstrumentes 10 entsprechen, an den Steuerschaltkreis 22 zu übertragen. Die Anzahl von Temperatursignaldrähten 24 wird von der Konstruktion des Ablationssystems 15 abhängen, jedoch wird die Anzahl von Thermoelementeneingängen im Allgemeinen einem Vielfachen der Anzahl von Regionen entsprechen, die das Ablationsinstrument getrennt erhitzen soll. In der Ausführungsform des in 1 dargestellten Ablationsinstrumentes umfasst der elektro-optische Generator drei Temperatursignaldrähte 24a, 24b und 24c. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfassen die Temperatursignaldrähte 24 ein Paar Drähte, die durch das Ablationsinstrument 10 mit einem Thermoelement an einem distalen Ende des Ablationsinstrumentes verbunden sind.
Die Faseroptikbündel 20 und die Temperatursignaldrähte 24 enden an dem Generatorverbinder 19, der angepasst ist, um in einen Instrumentenverbinder 26 zu passen. In 1 ist der Instrumentenverbinder 26 in einer Schnittansicht gezeigt, um die Faseroptikbündel 21a, 21b und 21c zu zeigen und um die Thermoelementeingänge 25a, 25b und 25c zu zeigen, die innerhalb des Instrumentenverbinders 26 und der flexiblen Büchse 27 angeordnet sind. Die Faseroptikbündel 20 treten an dem Generatorverbinder 19 aus dem elektro-optischen Generator 11 aus, wo ein jedes Faseroptikbündel 20a, 20b und 20c mit einem entsprechenden Faseroptikbündel 21a, 21b und 21c rückgekoppelt ist, so dass die optische Energie von den Faseroptikbündeln 20a, 20b und 20c zu den Faseroptikbündeln 21a, 21b bzw. 21c übertragen wird. Die Temperatursignaldrähte 24 treten auch an dem Generatorverbinder aus dem elektro-optischen Generator 11 aus, wo die Temperatursignaldrähte 24a, 24b und 24c mit den Temperatursignaldrähten 25a, 25b bzw. 25c verbunden sind. Die Faseroptikbündel 21 und die Temperatursignaldrähte 25 gehen durch die flexible Büchse 27 zu dem Instrumentengriff 28 und durch den Instrumentengriff 28 zu der steifen Büchse 34.
Der Instrumentengriff 28 umfasst den Verbinder 35, den Fluidquellenverbinder 29, den Büchsenretraktor 32, den Büchsenretraktoranschlag 33 und die Fluidleitung 36. Die flexible Büchse 27 endet an dem Verbinder 35, während die Faseroptikbündel 21 und die Temperatursignaldrähte 25 durch die Verbinderstütze 27 und den Mittelabschnitt des Instrumentengriffes 28 zu dem zentralen Ring der steifen Büchse 34 gehen. Der Fluidquellenverbinder 29, der angepasst ist, um eine Fluidquelle, wie beispielsweise die Spitze 30 aufzunehmen, ist mit der Fluidleitung 36 verbunden. In der Ausführungsform von 1 umfasst die Spritze 30 einen Kolben 31, der angepasst ist, um Fluid, beispielsweise Luft, durch die Fluidleitung 36 zu zwingen. Die Fluidleitung 36 erstreckt sich von dem Fluidquellenverbinder 29 zu dem Ring der steifen Büchse 34.
In dem Instrumentengriff 28 ist, wie in 1 dargestellt, der Büchsenretraktor 32 mit der Büchsenschulter 37 verbunden, die mit der steifen Büchse 34 verbunden ist, so dass die steife Büchse 34 in der proximalen Richtung zurückgezogen werden kann, indem der Büchsenretraktor 32 in proximaler Richtung bewegt wird. Die Bewegung des Büchsenretraktors 32 ist durch den Büchsenretraktoranschlag 33 begrenzt, wodurch das proximale Bewegen der steifen Büchse 34 beschränkt wird. Während die steife Büchse 34 zurückgezogen wird, öffnet sich die expandierbare Büchsenspitze 40 am distalen Ende der steifen Büchse 34, wodurch der Ballon oder eine andere Einrichtung freigegeben wird, die in dem zentralen Ring der steifen Büchse 34 an dem distalen Ende der Büchse 34 angeordnet ist.
2 ist eine Querschnittsansicht des in 1 dargestellten Ablationsinstrumentes entlang der Linie 2-2. In 2 ist die Fluidleitung 36 durch die Faseroptikbündel 21a, 21b und 21c und durch die Temperatursignaldrähte 25a, 25b und 25c umgeben. Wie in 2 dargestellt, umfassen die Faseroptikbündel 21a, 21b und 21c jeweils eine oder mehrere Faseroptiken 38, die angepasst sind, um optische Energie zu übertragen. Die Temperatursignaldrähte 25 sind angepasst, um Signale zu übertragen, die die Temperatur darstellen. Die Fluidleitung 36 ist angepasst, um Fluid, wie beispielsweise Luft, zu übertragen.
3 veranschaulicht ein optisches Ablationssystem gemäß der vorliegenden Erfindung, das ein Ablationsinstrument und eine alternative Ausführungsform eines elektro-optischen Generators umfasst. In der in 3 dargestellten Ausführungsform des elektro-optischen Generators 11 wird die optische Energiequelle 12 von 1 in eine Vielzahl von steuerbaren optischen Energiequellen 12a, 12b und 12c aufgeteilt. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Intensität der optischen Energiequellen 12 steuerbar und die Energie von den optischen Energiequellen 12a, 12b und 12c wird durch die Energiesteuersignale von der Steuerschaltung 22 gesteuert, die durch, beispielsweise, Steuerleitungen 72 übertragen werden. Eine jede der Energiequellen 12a, 12b und 12c leitet optische Energie durch die Energiekopplungslinsen 14a, 14b bzw. 14c. Die Energiekopplungslinsen 14a, 14b und 14c fokussieren optische Energie auf die Faseroptikbündel 20a, 20b und 20c durch die optischen Filter 16a, 16b bzw. 16c. In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die optischen Filter 16 eine Vielzahl von auswählbaren optischen Filtern enthalten, die durch Filterauswahlsignale von der Steuerschaltung 22 ausgewählt werden können, die, beispielsweise, durch die Steuerleitungen 70 übertragen werden. Die Anzahl von Energiekopplungslinsen, optischen Filtern und Faseroptikbündeln wird von der Konstruktion des Ablationssystems 15 abhängen, jedoch wird die Anzahl der Kopplungslinsen, optischen Filter und Faseroptikbündel im Allgemeinen der Anzahl von Regionen entsprechen, die das Ablationsinstrument innerhalb der zu behandelnden Körperkavität getrennt erhitzen soll. In jeglicher anderer Hinsicht ist das in 3 dargestellte Ablationssystem 15 im Wesentlichen identisch zu dem in 1 dargestellten Ablationssystem 15.
4 ist eine Schnittansicht eines Querschnittes eines expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 gemäß der vorliegenden Erfindung. In 3 umfasst das lichtstreuende Netz 46 die reflektierende Beschichtung 42, den Ballon 44, das Faseroptikgitter 47 und eine Klebschicht 50, um das Faseroptikgitter an dem Ballon zu befestigen. Die reflektierende Beschichtung 42 kann, beispielsweise, eine Beschichtung aus Silber oder anderem reflektierenden Material sein, das die äußere Oberfläche des Ballons 44 bedeckt. Der Ballon 44 kann, beispielsweise, aus Mylar oder einem anderen expandierbaren Ballonmaterial hergestellt sein. Das Faseroptikgitter 47 kann Faseroptik 48, reflektierende Faserterminatoren 52 und Füllwindungen 49 umfassen. Die Füllwindungen 49 können wie in 4 dargestellt massiv sein. Alternativ können die Füllwindungen 49 aus einem optisch leitenden Material hergestellt sein. Das Faseroptikgitter 47 kann, beispielsweise, eine gewebte lichtemittierende Tafel sein, die von Ploy-Optic oder von Lumitex hergestellt ist. Der reflektierende Faserterminator 52 ist am Ende der Faseroptik 48 angeordnet, um eine jegliche optische Energie zu reflektieren, die das Ende der Faseroptik 48 erreicht, ohne gestreut zu werden.
5 ist eine seitliche Schnittansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes 10 gemäß der vorliegenden Erfindung vor der Entfaltung des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46. In 5 ist das distale Ende der steifen Hülse 34, einschließlich des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46, innerhalb des Uterus 56 angeordnet. Das expandierbare lichtstreuende Netz 46 ist gefaltet, um in die steife Büchse 34 zu passen. Das Innere des Uterus 56 ist von einer Endometriumsschicht 58 bedeckt. Während die steife Hülse 34 durch, beispielsweise, den sich bewegenden Hülsenretraktor 32 zurückgezogen wird, zwingt das expandierbare lichtstreuende Netz 56 die expandierbare Büchsenspitze 40 sich zu öffnen, wodurch das expandierbare lichtstreuende Netz 46 exponiert wird. Die Fluidleitung 36 ist mit dem proximalen Ende des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 verbunden, so dass ein Fluid, wie beispielsweise Luft, das an dem Fluidquellenverbinder 29 bereitgestellt wird, das Innere des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 füllt, wodurch das lichtstreuende Netz 46 gezwungen wird, zu expandieren.
6 ist eine seitliche Schnittansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes 10 gemäß der vorliegenden Erfindung nach Entfalten des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46. In 6 ist die steife Büchse 34 zurückgezogen worden, wodurch das expandierbare lichtstreuende Netz 46 exponiert wird. Das expandierbare lichtstreuende Netz 46, das den Ballon 44 und das Faseroptikgitter 47 umfasst, wird expandiert, um gegen die Endometriumsauskleidung 58 des Uterus 46 zu passen, indem das Balloninnere 40 mit einem Fluid wie beispielsweise Luft gefüllt wird. Die Fluidleitung 46 verbindet das Balloninnere 60 mit dem Fluidquellenverbinder 29.
7 ist eine Seitenansicht eines Ballons 44 zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung. Es wird anerkannt werden, dass der Ballon 44 so geformt sein kann, dass er in eine jegliche Körperkavität passt, jedoch ist in der hierin beschriebenen Ausführungsform das expandierbare lichtstreuende Netz 46 so konstruiert, dass es innerhalb des Uterus verwendet wird, um die Endometriumsauskleidung zu zerstören. Der in 7 dargestellte Ballon 44 ist somit so geformt, dass er in den Uterus passt und das Faseroptikgitter fest gegen wenigstens einen erheblichen Teil der Endometriumsauskleidung hält. Es ist auch nicht erforderlich, dass die Erfindung auf die Verwendung eines Ballons als ein expandierbares Element beschränkt ist, da ein jegliches Mittel zum Expandieren des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46, um das Faseroptiknetz nahe oder benachbart zu der inneren Auskleidung, z.B. dem Endometrium, der zu behandelnden Körperkavität zu positionieren, im Umfang der vorliegenden Erfindung enthalten ist. In 7 ist der Ballon 44 expandiert worden durch Füllen des Inneren 60 mit einem geeigneten Fluid, wie beispielsweise Luft, und der expandierte Ballon 44 nimmt die Form des Inneren eines Uterus ein.
8 ist eine Seitenansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes 10 gemäß der vorliegenden Erfindung, die einen Teil des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 darstellt, das ein erstes Faseroptikgitter 47a enthält. Die in 8 dargestellte Ausführungsform der Erfindung umfasst weiter ein erstes Thermoelement 62a. In 8 ist das Faseroptikgitter 47a auf dem distalen Ende des Ballons 44 angebracht. In 8 umfasst das Faseroptikgitter 47a die Faseroptik 48a, die mit den Füllwindungen 49a zusammen verwoben sind. An ihrem proximalen Ende ist die Faseroptik 48a des optischen Fasergitters 47a mit dem distalen Ende von einem der Faseroptikbündel 21 verbunden, die sich durch die steife Büchse 34 erstrecken, alternativ kann die Faseroptik 48a des Faseroptikgitters 47a eine Fortsetzung von einem der Faseroptikbündel 21 sein. Beispielsweise können die proximalen Enden der Faseroptik 48a zusammengefasst sein, um ein Faseroptikbündel 51a auszubilden, das, beispielsweise, mit dem distalen Ende des Faseroptikbündels 21a verbunden ist, unter Verwendung, beispielsweise, einer Druckkopplung, wie diejenige, die verwendet ist, um das Faseroptikbündel 20a mit dem Faseroptikbündel 21a zu verbinden; alternativ kann das Faserbündel 51a eine Fortsetzung des distalen Endes des Faseroptikbündels 21a sein. Das Faseroptikbündel 21a ist verbunden oder breitet sich aus, um die Faseroptik 48a auszubilden, so dass die optische Energie von dem Faseroptikbündel 21a an die Faseroptik 48a geleitet wird, wodurch optische Energie, die an der optischen Energiequelle 12 erzeugt wird, durch das Faseroptikbündel 20a zu dem Faseroptikbündel 21a übertragen wird und durch das Faseroptikbündel 21a an die Faseroptik 48a des Faseroptikgitters 47a. Das Thermoelement 62a ist so angeordnet, dass es die Temperatur von Gewebe benachbart dem Faseroptikgitter 47a nachweist. Die Temperatursignaldrähte 25a, die mit dem Thermoelement 62a verbunden sind, übertragen ein Signal, das die Temperatur von dem Thermoelement 62a wiedergibt, an die Temperatursignaldrähte 24a, die wiederum das Signal an die Steuerschaltung 22 übertragen. Das Faseroptikgitter 47a, das an dem Ballon 44 angeordnet ist, wird vor Ort gegen das zu behandelnde Gewebe durch Expansion des Ballons 44 als ein Ergebnis des durch die Fluidleitung 36 bereitgestellten Fluids gehalten.
9 ist eine Seitenansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes 10 gemäß der vorliegenden Erfindung, die einen Teil des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 darstellt, das ein erstes Faseroptikgitter 47a und ein zweites Faseroptikgitter 47b umfasst. Die in 9 dargestellte Ausführungsform der Erfindung umfasst weiter ein erstes Thermoelement 62a und ein zweites Thermoelement 62b. In 9 ist ein zweites Faseroptikgitter 47a um das distale Ende des in 8 dargestellten Ballons herumgewickelt worden, um den Oberflächenbereich des Ballons 44, der von dem Faseroptikgitter 47 bedeckt ist, zu vergrößern. Somit ist die vorstehende Beschreibung des Instrumentes unter Bezugnahme auf 8 auf ähnliche Elemente von 9 anwendbar. Zusätzlich zu den im Zusammenhang mit 8 beschriebenen Elementen stellt 9 das Faseroptikgitter 47b dar, das Faseroptik 48b umfasst, die mit den Füllwindungen 49b zusammen verwoben sind. An ihrem proximalen Ende ist die Faseroptik 48b des Faseroptikgitters 47b mit dem distalen Ende von einem der Faseroptikbündel 21 verbunden, die sich durch die steife Büchse 34 erstrecken. Beispielsweise können die proximalen Enden der Faseroptik 48b zusammengefasst sein, um ein Faseroptikbündel 51b auszubilden, das, beispielsweise, mit dem distalen Ende des Faseroptikbündels 21b verbunden ist unter Verwendung, beispielsweise, eines Druckkontaktes wie desjenigen, der verwendet wird, um das Faseroptikbündel 20b mit dem optischen Bündel 21b zu verbinden, alternativ kann das Faserbündel 51b eine Fortsetzung des distalen Endes des Faseroptikbündels 21b sein. Das Faseroptikbündel 21b ist mit der Faseroptik 48b verbunden, so dass optische Energie von dem Faseroptikbündel 21b an die Faseroptik 48b geführt wird, so dass optische Energie, die an der optischen Energiequelle 12 erzeugt worden ist, durch das Faseroptikbündel 20b an das Optikbündel 21b, und durch das Faseroptikbündel 21b an die Faseroptik 48b des Faseroptikgitters 47b übertragen werden kann. Das Thermoelement 62b ist an dem Ballon 44 angeordnet, um die Temperatur von Gewebe nachzuweisen, das dem Faseroptikgitter 47b benachbart ist. Die Temperatursignaldrähte 25b, die mit dem Thermoelement 62b verbunden sind, übertragen ein Signal, das die Temperatur an dem Thermoelement 62b wiedergibt, an die Temperatursignaldrähte 24b, die, wiederum, das Signal an die Steuerschaltung 22 übertragen. Das Faseroptikgitter 47b, das auf dem Ballon 44 angeordnet ist, wird vor Ort gegen das zu behandelnde Gewebe durch die Expansion des Ballons 44 als ein Ergebnis des durch die Fluidleitung 36 bereitgestellten Fluids gehalten.
10 ist eine Seitenansicht des distalen Endes des Ablationsinstrumentes 10 gemäß der vorliegenden Erfindung, die einen Teil des expandierbaren Licht streuenden Netzes 46 darstellt, das ein erstes und Faseroptikgitter 47a, ein zweites Faseroptikgitter 47b und ein drittes Faseroptikgitter 47c umfasst. Die in 10 dargestellte Ausführungsform der Erfindung umfasst weiter ein erstes Thermoelement 62a, ein zweites Thermoelement 62b und ein drittes Thermoelement 62c. In 10 ist ein drittes Faseroptikgitter 47c um das distale Ende des in 8 und 9 dargestellten Ballons herumgewickelt worden, um den Oberflächenbereich des Ballons 44 zu erhöhen, der durch das Faseroptikgitter 47 abgedeckt wird. Somit ist die vorstehende Beschreibung des Instruments unter Bezugnahme auf die 8 und 9 auch auf ähnliche Elemente von 10 anwendbar. Zusätzlich zu den im Zusammenhang mit 8 und 9 beschriebenen Elementen stellt 10 ein Faseroptikgitter 47c dar, das die Faseroptik 48c umfasst, die mit den Füllwindungen 49c verwoben ist. An ihren proximalen Enden ist die Faseroptik 48c des Faseroptikgitters 47c mit dem distalen Ende von einem der Faseroptikbündel 21 verbunden, die sich durch die steife Büchse 34 erstrecken. Beispielsweise können die proximalen Enden der Faseroptik 48c zusammengefasst sein, um ein Faseroptikbündel 51c auszubilden, das, beispielsweise, mit dem distalen Ende des Faseroptikbündels 21c verbunden ist unter Verwendung, beispielsweise, eines Druckkontaktes wie dem, der verwendet ist, um das Faseroptikbündel 20c mit dem Faseroptikbündel 21c zu verbinden, alternativ kann das Bündel 51c eine Fortsetzung des distalen Endes des Faseroptikbündels 21c sein. Das Faseroptikbündel 21c ist mit der Faseroptik 48c so verbunden, dass optische Energie von dem Faseroptikbündel 21c zu der Faseroptik 48c geführt wird, wodurch optische Energie, die an der optischen Energiequelle 12 erzeugt worden ist, durch das Faseroptikbündel 20c zu dem Faseroptikbündel 21c und durch das Faseroptikbündel 21c an die Faseroptik 48c des Faseroptikgitters 47c übertragen werden kann. Das Thermoelement 62c ist an dem Ballon 44 angebracht, um die Temperatur des Gewebes benachbart dem Faseroptikgitter 47c nachzuweisen. Die Temperatursignaldrähte 25c, die mit dem Thermoelement 62c verbunden sind, übertragen ein Signal, das die Temperatur an dem Thermoelement 62c darstellt, an die Temperatursignaldrähte 24c, die wiederum das Signal an die Steuerschaltung 22 übertragen. Das Faseroptikgitter 47c, das an dem Ballon 44 angeordnet ist, wird vor Ort gegen das zu behandelnde Gewebe durch Expansion des Ballons 44 als ein Ergebnis des durch die Fluidleitung 36 bereitgestellten Fluids gehalten.
Die in 10 dargestellte Ausführungsform der Erfindung ist so ausgeführt, dass drei getrennte Regionen innerhalb des Uterus eines menschlichen Patienten gesteuert erhitzt werden, um die Endometriumsschicht innerhalb dieser Regionen selektiv zu zerstören. Die Eindringenergie und Eindringtiefe der optischen Energie kann gesteuert werden durch Steuern des Energieniveaus und der Wellenlänge der an das proximale Ende eines jeden Faseroptikbündels 20a, 20b und 20c übertragenen Energie. Längere Wellenlängen dringen tiefer in das Gewebe ein. Kürzere Wellenlängen, beispielsweise blau und grün, können verwendet werden, um eine Oberflächenerhitzung zu erzielen. Somit können, abhängig von dem erwünschten Effekt, verschiedene Wellenlängen optischer Energie ausgewählt werden. Die optische Energie wird durch optische Bündel 20 an optische Bündel 21 und optische Bündel 51 übertragen. Optische Energie, die durch die optischen Bündel 51 geht, wird durch das Faseroptikgitter 47 des expandierbaren lichtstreuenden Netzes 46 zerstreut. Die reflektierende Beschichtung 42 dient dazu, die optische Energie vom Ballon 44 weg und in Gewebe zu reflektieren, das das expandierbare lichtstreuende Netz 46 umgibt. Die Tiefe des Eindringens der optischen Energie in umgebendes Gewebe wird eine Funktion einer Anzahl von Faktoren sein, einschließlich der Wellenlängen der von dem expandierbaren Streunetz 46 abgestrahlten Energie und der Entfernung von dem expandierbaren Streunetz 46 von dem zu behandelnden Gewebe. Die Geschwindigkeit, mit der Gewebe erhitzt wird, wird auch von einer Anzahl von Faktoren abhängen, einschließlich der Abgabeenergie, die durch die optische Energiequelle 12 erzeugt wird, den Verlusten in dem elektro-optischen Generator 11 und dem Ablationsinstrument 10, der Entfernung des expandierbaren Streunetzes 46 zu dem zu behandelnden Gewebe und der Wellenlänge der optischen Energie. Indem jedoch das Gewebe, während es behandelt wird, unter Verwendung, beispielsweise, von Thermoelementen 62 überwacht wird, kann der Chirurg die Temperatur des zu behandelnden Gewebes vergleichsweise genau steuern.
In der Anwendung wird ein Chirurg das distale Ende des Ablationsinstrumentes 10 in die Körperkavität eines Patienten einführen, so dass die expandierbare Büchsenspitze 40 in einer vorherbestimmten Tiefe innerhalb der Körperkavität angeordnet ist. Für die Zwecke dieser Diskussion wird die zu behandelnde Körperkavität der Uterus einer weiblichen Person sein. Es wird anerkannt werden, dass, mit geringen Modifikationen, die vorliegende Erfindung verwendet werden kann, um andere Körperkavitäten zu behandeln. Wenn einmal die Büchsenspitze 40 in den Uterus 56, wie in 5 dargestellt, eingeführt ist, kann der Refraktor 32 verwendet werden, um die steife Büchse 34 von dem expandierbaren lichtstreuenden Netz 46 wegzuschieben. Während die steife Büchse 34 zurückgezogen wird, zwingt das expandierbare lichtstreuende Netz 46 die expandierbare Büchsenspitze dazu, sich zu öffnen. Wenn der Büchsenretraktor 32 seinen proximalsten Bewegungspunkt erreicht hat, wird er durch den Büchsenretraktoranschlag 33 angehalten, der verhindert, dass die steife Büchse 34 weiter zurückgezogen wird. Wenn die steife Büchse 34 zurückgezogen wird, kann das expandierbare lichtstreuende Netz 34 mit dem Inneren des Uterus in Kontakt expandiert werden durch, beispielsweise, Aufblasen des Ballons 44 durch Injektion eines geeigneten Fluids, wie, beispielsweise, Luft, in das Innere des Ballons 60. Das Fluid wird in den Ballon 44 durch die Fluidleitung 36 eingeführt, die mit dem Fluidquellenverbinder 29 verbunden ist, der in der in 1 dargestellten Ausführungsform mit einer Spritze und einem Kolben verbunden ist, der verwendet werden kann, um den Ballon 44 aufzublasen oder zu entleeren. Das expandierbare lichtstreuende Netz 46, das so geformt ist, dass es sich der zu behandelnden Körperkavität, beispielsweise dem Uterus, anpasst, ist so konstruiert, dass das Faseroptikgitter 47 gegen einen wesentlichen Anteil der inneren Oberfläche der Körperkavität gezwungen wird. Somit ist, wenn das expandierbare lichtstreuende Netz 46 voll expandiert ist, das Faseroptikgitter 47 direkt benachbart oder in direktem Kontakt mit dem Endometrium 58 des Uterus 56 angeordnet.
Wenn das expandierbare lichtstreuende Netz 46 innerhalb des Uterus 56 angeordnet ist, kann optische Energie dem Faseroptikgitter 47 zugeführt werden durch Einschalten einer optischen Energiequelle 12. Wenn die optische Energiequelle 12 angeschaltet ist, wird das von der optischen Energiequelle 12 abgestrahlte Licht auf das proximale Ende des Faseroptikbündels 20 durch Energiekopplungslinsen 14 fokussiert. Während die optische Energie durch den optischen Filter 16 hindurchgeht, wird es gefiltert, um unerwünschte Wellenlängen zu entfernen. Während die optische Energie durch das variable Dämpfungsglied 18 hindurchgeht, wird das Energieniveau gedämpft. Deshalb wird die auf das Faseroptikbündel 20 fokussierte optische Energie so gefiltert und gedämpft, dass sie eine ausgewählte Wellenlänge und ein ausgewähltes Energieniveau aufweist. Die auf das proximale Ende des Faseroptikbündels 20 fokussierte optische Energie wird durch das Faseroptikbündel 20 auf das Faseroptikbündel 21 und von dem Faseroptikbündel 21 auf das expandierbare lichtstreuende Netz 46 übertragen, wo es von dem Faseroptikgitter 47 in die endometriale Schicht abgestrahlt wird. Wo verschiedene optische Energieniveaus oder Wellenlängen an verschiedene Regionen des Endometriums übertragen werden sollen, kann eine Vielzahl von Energiekopplungslinsen 14a bis 14c, optischen Filtern 16a bis 16c und variablen Dämpfungsgliedern 18a bis 18c verwendet werden, um gefilterte optische Energie auf eine Vielzahl von Faseroptikbündeln 20a bis 20c zu fokussieren, wie in 1 dargestellt. Alternativ kann, wo unterschiedliche optische Energieniveaus oder Wellenlängen an unterschiedliche Regionen des Endometriums übertragen werden sollen, eine Vielzahl von optischen Energiequellen 12a bis 12c, Energiekopplungslinsen 14a bis 14c und optischen Filtern 16a bis 16c verwendet werden, um gefilterte optische Energie auf eine Vielzahl von Faseroptikbündeln 20a bis 20c zu fokussieren, wie in 2 dargestellt. Die auf die Optikbündel 20a bis 20c fokussierte optische Energie kann dann durch Faseroptikbündel 21a bis 21c an ein jedes der Faseroptikgitter 47a bis 47c übertragen werden.
Wenn die optische Energie einmal das expandierbare lichtstreuende Netz 46 erreicht, wird es von der Faseroptik 48, die mit den Füllwindungen 49 verwoben ist, um das Faseroptikgitter 47 auszubilden, abgestrahlt. Die Strahlung von der Faseroptik 48, die nicht auf das Gewebe benachbart dem Faseroptikgitter 47 geleitet wird, wird durch die reflektierende Beschichtung 42, wie in 4 dargestellt, reflektiert. Somit wird sowohl die auf das Gewebe abgestrahlte Energie als auch die reflektierte Energie durch das Gewebe benachbart dem Faseroptikgitter 47 absorbiert. Weiterhin ist es, da die Energie optisch übertragen wird, nicht erforderlich, dass das Gewebe direkt dem Faseroptikgitter 47 benachbart ist, da die abgestrahlte Energie von einem jeglichen Gewebe absorbiert werden wird, das von der Energie von dem Gitter angeleuchtet wird. Diese Anordnung liefert ein gleichförmiges Austreten oder eine gleichförmige Emission von Energie, die auf die Faseroptikbündel 20 in dem optischen Fasergenerator 11 fokussiert ist. Weiterhin wird in einer Anordnung gemäß der vorliegenden Erfindung Energie gleichmäßig von außerhalb des expandierbaren lichtstreuenden Netzes abgestrahlt und wird deshalb von der Endometriumauskleidung des Uterus absorbiert, was dazu führt, dass sich die Temperatur des Gewebes erhöht.
Die Steuersequenz für die Steuerschaltung 22 des in 1 dargestellten elektro-optischen Generators ist in 11 veranschaulicht. Wenn das expandierbare lichtstreuende Netz 46 einmal positioniert und wie zuvor beschrieben aufgeblasen worden ist, kann optische Energie an das expandierbare Netz 46 angelegt werden, um die Endometriumsauskleidung 58 zu erhitzen. Der erste Schritt beim Bereitstellen von optischer Energie an der Endometriumsauskleidung 58 besteht darin, eine geeignete Wellenlänge auszuwählen. Insbesondere würden rote Wellenlängen und Wellenlängen des nahen Infrarotbereiches ausgewählt werden, um tief (z.B. 0–10 mm) in das uterine Gewebe hineinzuheizen.
Wellenlängen im ultravioletten, blauen oder grünen Bereich würden verwendet werden, um uterines Gewebe auf einer Tiefe von, beispielsweise, 0–3 mm zu erhitzen. Wenn einmal die geeignete optische Energiewellenlänge ausgewählt worden ist durch, beispielsweise, Anpassen des optischen Filters 16 oder durch geeignete Auswahl der optischen Energiequelle 12, kann optische Energie an dem expandierbaren Netz 46 bereitgestellt werden. Das Energieniveau oder die Intensität der an das expandierbare Netz 46 gelieferten optischen Energie kann gesteuert werden durch Steuern der Dämpfung der variablen Dämpfungsglieder 18 oder durch Steuern der Intensität der optischen Energiequelle 12. Eine Temperaturrückkopplung von dem Thermoelement 62 kann verwendet werden, um das Energieniveau anzupassen, das an die Faseroptikbündel 20 geliefert wird. Somit wird die Temperatur der zu behandelnden Körperauskleidung durch Steuern des Energieniveaus gesteuert, das an das expandierbare Netz 18 geliefert wird, während die Eindringtiefe der an das expandierbare Netz 46 gelieferten Energie durch Steuern der Wellenlängen der an die Faseroptikbündel 20 gelieferten optischen Energie gesteuert wird.
Das Flussdiagramm von 11 veranschaulicht die Steuersequenz für den in 1 dargestellten elektro-optischen Generator. Die Temperatur der Endometriumsauskleidung 58 wird, beispielsweise, durch das Thermoelement 62 aufgenommen, das ein Signal an die Steuerschaltung 22 durch die Temperatursignaldrähte 24 und 25 bereitstellt. Wie in 11 dargestellt, misst die Steuerschaltung 22 in Schritt 67 die Temperatur an dem Thermoelement 62 und produziert ein Signal 100, das die an dem Thermoelement 62 gemessene Temperatur wiedergibt. In Schritt 68 wird das Signal 100 mit einer zuvor bestimmten Sollwert-Temperatur, beispielsweise, eine jegliche Temperatur zwischen 42°C und 100°C für eine Zeit verglichen, die ausreicht, um die Innenauskleidung des in Frage stehenden Organs zu zerstören. Wenn die durch das Signal 100 dargestellte Temperatur geringer ist als die Sollwert-Temperatur, erzeugt die Steuerschaltung 22 ein Signal 103. In Schritt 71 bedingt das Signal 103, dass die Steuerschaltung 22 die Dämpfung der auf das Faseroptikbündel 20 fokussierten optischen Energie verringert, wodurch die an dem expandierbaren Netz 46 bereitgestellte optische Energie erhöht wird. Wenn einmal die Dämpfung verringert worden ist, erzeugt die Steuerschaltung 22 ein Signal 105, was die Steuerschaltung 22 dazu veranlasst, zu Schritt 67 zurückzukehren, wo die Temperatur wieder gemessen wird und ein neues Signal 100 erzeugt wird. Wenn die durch das Signal 100 dargestellte Temperatur einmal die Sollwerttemperatur erreicht, erzeugt die Kontrollschaltung 22 in Schritt 69 ein Signal 106, das die Zeit darstellt, für die sich das Endometrium bei der erwünschten Temperatur befunden hat. Die durch das Signal 106 dargestellte Zeit wird in Schritt 72 mit einer zuvor eingestellten Einschwingzeit verglichen und wenn die durch das Signal 106 dargestellte Zeit geringer ist als die zuvor festgelegte Einschwingzeit, erzeugt die Steuerschaltung 22 ein Signal 107, das die Steuerschaltung 22 zu Schritt 67 zurückführt. Wenn während des Steuerzyklus das Signal über die Sollwert-Temperatur steigt, wird das Signal 102 erzeugt, was bedingt, dass die Steuerschaltung 22 die Dämpfung an den variablen Dämpfungsgliedern 18 erhöht, wodurch die an das expandierbare lichtstreuende Netz 46 abgegebene optische Energie verringert wird. Wenn die tatsächliche Zeit bei der erwünschten Temperatur, dargestellt durch Signal 106, die zuvor ausgewählte Einschwingzeit in Schritt 72 erreicht, wird das Signal 108, das, in Schritt 73, anzeigt, dass der Eingriff abgeschlossen ist, und das Signal 109 erzeugt, das die optische Energiequelle 12 in Schritt 74 abschaltet.
Das Flussdiagramm von 12 veranschaulicht die Steuersequenz für den in 2 dargestellten elektro-optischen Generator. Die Temperatur der Endometriumsauskleidung 58 wird, beispielsweise, durch das Thermoelement 62 gemessen, das ein Signal an der Steuerschaltung 22 durch die Temperatursignaldrähte 24 und 25 bereitstellt. Wie in 12 dargestellt, misst die Steuerschaltung 22 in Schritt 80 die Temperatur an dem Thermoelement 62 und produziert ein Signal 200, das die an dem Thermoelement 62 gemessene Temperatur wiedergibt. In Schritt 81 wird das Signal 200 mit einer zuvor bestimmten Sollwert-Temperatur verglichen. Wenn die durch das Signal 200 dargestellte Temperatur geringer als die Sollwert-Temperatur ist, erzeugt die Steuerschaltung 22 ein Signal 203. In Schritt 84 bedingt das Signal 203, dass die Steuerschaltung 22 die optische Energie von der optischen Energiequelle 12 erhöht, wodurch die Intensität der auf das Faseroptikbündel 20 fokussierten optischen Energie erhöht wird und wodurch die an das expandierbare Netz 46 gelieferte optische Energie erhöht wird. Wenn die optische Energie einmal erhöht worden ist, erzeugt die Steuerschaltung 22 ein Signal 205, was dazu führt, dass die Steuerschaltung 22 zu Schritt 80 zurückkehrt, wo die Temperatur wiederum gemessen und ein neues Signal 200 erzeugt wird. Wenn die durch das Signal 200 wiedergegebene Temperatur den Sollwert erreicht, erzeugt die Temperatursteuerschaltung 22 in Schritt 82 ein Signal, das die Zeit wiedergibt, für die sich das Endometrium auf der erwünschten Temperatur befunden hat. Die durch das Signal 206 dargestellte Zeit wird in Schritt 85 mit einer zuvor bestimmten Einschwingzeit verglichen und, wenn die durch das Signal 206 dargestellte Zeit geringer ist als die zuvor bestimmte Einschwingzeit, erzeugt die Steuerschaltung 22 das Signal 207, das die Steuerschaltung 22 zu Schritt 80 zurückführt. Wenn während des Steuerzyklus das Signal 200 über die Sollwert-Temperatur steigt, wird das Signal 202 erzeugt, was bedingt, dass die Steuerschaltung 22 die optische Energie von der optischen Energiequelle 12 verringert, was die Intensität der auf die Faseroptik 20 fokussierten optischen Energie verringert, wodurch die an das expandierbare lichtstreuende Netz 46 abgegebene Energie verringert wird. Wenn einmal die tatsächliche Zeit bei der erwünschten Temperatur, dargestellt durch Signal 206, die zuvor bestimmte Einschwingzeit in Schritt 85 erreicht, wird das Signal 208 erzeugt, das, in Schritt 86, anzeigt, dass der Eingriff abgeschlossen ist, und erzeugt ein Signal 209, das die optische Energiequelle 12 in Schritt 87 abschaltet.
Beim Betrieb wäre das Ablationsinstrument 10 mit dem elektro-optischen Generator 11 verbunden und das distale Ende des Instrumentes 10 wäre in das geeignete Körperorgan, beispielsweise in den Uterus 56, eingeführt. Die steife Büchse 34 würde dann unter Verwendung des Büchsenretraktors 32 zurückgezogen werden, wodurch das expandierbare lichtstreuende Netz 46, das den Ballon 44 umfasst, exponiert wird. Der Ballon 44 wird unter Verwendung beispielsweise der Ballonaufblasspritze 30 aufgeblasen, die den Kolben 30 umfasst. Wenn einmal der Ballon 44 aufgeblasen ist und das expandierbare lichtstreuende Netz 46 zwingt, sich dem Inneren des Uterus 56 anzupassen, wird der elektro-optische Generator 11 aktiviert, wodurch optische Energie an die Faseroptiken 48 des Faseroptikgitters 47 auf dem expandierbaren lichtstreuenden Netz 46 abgegeben wird. Die Steuerschaltung 22 wird dann verwendet, um das Erhitzen der Endometriumsschicht 58 des Uterus 46 durch das/die Thermoelement(e) 62 zu überwachen. Die Steuerschaltung 22 wirkt so, dass die Endometriumsschicht 58 auf eine erwünschte Temperatur gebracht wird, hält die Endometriumsschicht 58 für eine zuvor bestimmte Zeitspanne bei dieser Temperatur und schaltet dann die optische Energie an die Endometriumsschicht ab. Das expandierbare lichtstreuende Netz 46 kann dann zusammengefaltet werden durch Entleeren des Ballons 44 unter Verwendung, beispielsweise, der Spritze 30. Wenn das expandierbare lichtstreuende Netz 46 einmal entleert ist, kann es aus dem Uterus 56 zurückgezogen werden.
Die Verwendung eines Ablationsinstrumentes gemäß der vorliegenden Erfindung kann vorteilhaft sein verglichen mit elektrochirurgischen oder anderen Vorrichtungen zur Verwendung bei endometrischer Ablation. Beispielsweise ist es weniger wahrscheinlich, dass Lichtenergie mit dem Betrieb der Thermoelemente interferiert; kann ein lichtstreuendes Faseroptiknetz für eine Expansion anpassungsfähiger sein als RF-Elektroden; ist der Kontakt mit der Uteruswand nicht erforderlich, wie dies bei einer RF-Vorrichtung der Fall wäre; ist es möglich, die Tiefe des Erhitzens zu steuern durch Steuern der Wellenlänge der an die Endometriumsauskleidung angelegten optischen Energie.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung kann Lichtenergie von optischen Energiequellen 12 verwendet werden, die, beispielsweise, übliche Projektionslampen sein können, um das Endometrium 58 gleichmäßig auf 70°C aufzuheizen und dadurch das Endometrium zu ablatieren. Die Anordnung des Faseroptikgitters oder der -netze 47 sind einzeln mit einer Anordnung aus Hochintensitätslampen 12 vermittels der faseroptischen Kabel 20 und 21 verbunden. Das Erhitzen des Endometriums 58 wird durch Absorption der optischen Strahlung erreicht, die durch die Kabel 20 und 21 der Faseroptik übertragen wird. Die Temperatur eines jeden Faseroptiknetzes, beispielsweise der Faseroptiknetze 47a bis 47c, wird durch ein Thermoelement überwacht, beispielsweise 62a bis 62c, die, durch eine Rückkopplungsschleife, die die Temperatursignaldrähte 24 und 25 umfasst, die mit der Steuerschaltung 22 verbunden sind, die Intensität der mit ihr verbundenen Lampen 12 steuert. In dieser Ausführungsform decken das Faseroptikgitter 47 und die Thermoelemente 52 das Äußere eines aufblasbaren versilberten Mylar-Beutels oder -Ballons 44 ab. Der Ballon 44 wird in den Uterus eingeführt und dann aufgeblasen. Das Aufblasen bringt die Faseroptiknetze 47 und Thermoelemente 62 mit dem Endometrium oder der Endometriumsschicht 58 in Kontakt. Die Lampen 12 werden angeschalten und die Temperatur des Endometriums wird überwacht und die Intensität der an die Faseroptiknetze 47 bereitgestellten optischen Energie wird durch Überwachen der Rückkopplung von den Thermoelementen 62 gesteuert, bis die Therapie abgeschlossen ist. Die versilberte Oberfläche des Mylar-Ballons 44 leitet die gesamte optische Strahlung zum Erhitzen in das Endometrium.
Während bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung hierin gezeigt und beschrieben worden sind, wird es für die Fachleute auf dem Gebiet offensichtlich sein, dass derartige Ausführungsformen lediglich als Beispiele angeführt werden. Viele Variationen, Änderungen und Substitutionen werden nun den Fachleuten auf dem Gebiet einfallen, ohne von der Erfindung abzuweichen. Entsprechend soll die Erfindung nur durch den Umfang der beigefügten Ansprüche beschränkt sein.

Claims

Vorrichtung zum Erhitzen der inneren Auskleidung (58) eines Organs, wobei die Vorrichtung umfasst: ein expandierbares Element (44); ein optisch leitfähiges Material (47) auf dem expandierbaren Element (44); und eine Lichtquelle (12), die mit dem optisch leitfähigen Material (47) durch einen oder mehrere optische Leiter (20, 21) verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, dass das optisch leitfähige Material ein Gitter (47) aus optischen Fasern (48) umfasst, wobei das expandierbare Element (44) und das Gitter (47) aus optischen Fasern zusammen ein expandierbares lichtstreuendes Netz (46) bilden.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Lichtquelle (12) eine oder mehrere Lampen umfasst.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das expandierbare Element (44) eine innere Oberfläche und eine äußere Oberfläche aufweist und die äußere Oberfläche (42) des expandierbaren Elementes (44) optisch reflektierend ist.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche weiter umfassend einen oder mehrere Temperaturmessfühler (62a, 62b, 62c) auf dem expandierbaren lichtstreuenden Netz (46).
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei der eine oder die mehreren Temperaturmessfühler Thermoelemente (62a, 62b, 62c) umfassen.
Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das expandierbare Element einen Ballon (44) umfasst.