DE69733448T2

DE69733448T2 - Ballonkatheter mit mikroporöser Membran in der photodynamischen Therapie

Info

Publication number: DE69733448T2
Application number: DE69733448T
Authority: DE
Inventors: James E. Miami Leone
Original assignee: Cordis Corp
Current assignee: Cordis Corp
Priority date: 1996-07-25
Filing date: 1997-07-24
Publication date: 2006-05-18
Anticipated expiration: 2017-07-25
Also published as: DE69733448D1; EP0820786B1; CA2211219A1; CA2211219C; EP0820786A2; EP0820786A3; US5709653A

Description

HINTERGRUND UND ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein medizinische Katheter zur Aktivierung von Behandlungsfluiden oder Medikamenten an Behandlungsstellen innerhalb eines lebenden Körpers. Genauer betrifft die Erfindung Ballonkatheter für die photodynamische Therapie, die optische Merkmale aufweisen, die Lichtenergie beim Aktivieren des Behandlungsfluids an einer in vivo-Behandlungsstelle gleichförmiger aufbringen.
Medikamente können lebenden Körpern durch eine Vielzahl von Art und Weisen verabreicht werden, einschließlich topischer Verabreichung, intravenöser Verabreichung, Injektion in Körpergewebe vermittels Hypodermalnadeln und dergleichen, und oraler Verabreichung. Bei einigen Fällen ist es wichtig, den Kontakt des Medikaments mit Bereichen des Körpers zu minimieren, die verschieden von dem spezifischen Bereich sind, der für die Behandlung bestimmt ist. Beispielsweise verringert ein derartiger Ansatz den Verdünnungseffekt, der auftritt, wenn sich das Medikament auf Bereiche des Körpers verteilen lässt, die nicht der Behandlung bedürfen. Die direkte Abgabe an die Zielstelle minimiert auch die Möglichkeit von Nebenwirkungen, indem die Wirkstoffverabreichung auf die genaue Stelle beschränkt wird, die der Behandlung bedarf. Bei anderen Fällen ist der Bereich, den es zu behandeln gilt, nicht leicht ohne einen vollinvasiven chirurgischen Eingriff zugänglich, wie beispielsweise wenn es erwünscht ist, das Innere eines Blutgefäßes oder andere Körpergefäße oder Körperhohlräume zu behandeln.
Über die Jahre sind photodynamische Katheter entwickelt worden, um die Aktivierung von Behandlungsfluiden, Medikation, pharmazeutischen Produkten, Wirkstoffen oder anderen Medikationen an einer lokalisierten Stelle bereitzustellen. Dies sind photodynamische Bestandteile und sie werden nicht vollständig aktiviert, bevor sie mit einer vorgeschriebenen Lichtquelle beleuchtet werden, wie allgemein auf dem Gebiet der photodynamischen Medikation bekannt. Diese Beleuchtung muss an der Innenseite des Gefäßes an der zu behandelnden Stelle erfolgen. Entsprechend wurden photodynamische Katheter vorgeschlagen.
Eine Schwierigkeit, auf die man im Zusammenhang mit photodynamischen Kathetern für die Abgabe der erforderlichen Beleuchtung gestoßen ist, ist die fehlende Gleichförmigkeit der Beleuchtung mit Licht und Aktivierung der Behandlungsfluide. Bei vielen photodynamischen Kathetern wird Licht durch eine Faseroptik an dem distalen Ende des Katheters bereitgestellt. Typischerweise ist dieses Licht fokussiert oder liegt als ein schmaler oder gesteuerter Strahl oder Strahlen vor, die „heiße Stellen" in dem Blutgefäß oder anderen inneren Organen verursachen können. Die „heißen Stellen" führen typischerweise zu einer ungleichmäßigen Aktivierung des Behandlungsfluids.
Genauer können photodynamische Katheter Faseroptiken nutzen, um Lichtenergie an der Behandlungsstelle bereitzustellen, wo das Behandlungsfluid infundiert worden ist. Eine erhebliche Unzulänglichkeit dieser Art von Kathetern kann die ungleichmäßige Beleuchtung des Behandlungsfluids sein. Während der photodynamische Katheter durch den Körper eingeführt und benachbart der Behandlungsstelle positioniert wird, überträgt die Faseroptik einen schmalen Lichtstrahl und stellt diesen an der Behandlungsstelle durch seine distale Spitze bereit. Da eine Faseroptik um ihren Kern eine Hülle aufweist, wird das Licht über ihre Länge an ihren Spitzenabschnitt gelenkt. Wenn der schmale Lichtstrahl aus dem Spitzenabschnitt der Faseroptik ausstrahlt, ist er konzentrierter und in Längsrichtung ausgerichtet. Da das Licht aus der Spitze der Faseroptik austritt und in Längsrichtung ausgerichtet ist, strahlt es nicht wirksam in einer radialen Richtung senkrecht zur Längsachse der Faseroptik.
Darüber hinaus leuchtet es nicht gleichzeitig den gesamten Oberflächenbereich des Behandlungsfluids entlang der Länge eines verlängerten Behandlungsortes aus, da die Spitze der Faseroptik eine Licht ausstrahlende Oberfläche aufweist, die hinsichtlich ihrer Längsrichtung vergleichsweise kurz ist. Im Ergebnis können unterschiedliche Teile der Oberfläche der Behandlungsflüssigkeit für unterschiedliche Zeitspannen beleuchtet werden, was zu einer ungleichförmigen Aktivierung des photodynamischen Behandlungsfluids oder der Medikation führt. Ein Ansatz, der verwendet werden könnte, um sich diesem Problem zuzuwenden, besteht darin, den photodynamischen Katheter vorwärts und/oder rückwärts entlang der Länge des Behandlungsortes mit einer konstanten Geschwindigkeit zu bewegen, so dass das gesamte photodynamische Behandlungsfluid mit einer gleichen Menge an Lichtenergie und für eine gleiche Zeitspanne bestrahlt wird, wodurch eine gleichmäßigere Beleuchtung der gesamten Oberfläche des Behandlungsfluids bereitgestellt wird. Ein derartiges Bewegungserfordernis wird zu einer zusätzlichen Variablen, die nachteilige Wirkungen auf die Verlässlichkeit des photodynamischen Katheterisierungseingriffes haben kann.
US 5,370,608 offenbart einen Lichtangioplastiekatheter. Seine Merkmale bilden die Grundlage des Oberbegriffes von Anspruch 1, der hieran angefügt ist. Seine Vorrichtung dient der Minimierung von Restenose. Sie weist Öffnungen im Katheter oder der Ballonwand auf, durch die Licht von einer Lichtquelle hindurchtreten kann. Die direkte Anwendung von Licht an der Blutgefäßwand minimiert Restenose.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird jedoch ein Ballonkatheter gemäß dem vorliegenden Anspruch 1 bereitgestellt, der eine Katheterschaftanordnung aufweist mit einem inneren Element und wenigstens einem Ballon, der auf der Schaftanordnung und über dem inneren Element getragen wird. Eine Faseroptik ist innerhalb des inneren Elementes angeordnet. Ein Hohlraum der Schaftanordnung verbindet einen Raum, der innerhalb des Ballons angeordnet ist, mit einem proximalen Endabschnitt der Schaftanordnung und besorgt die Abgabe der Medikation und Fluidmaterial. Der Ballon weist eine Vielzahl von Löchern auf, die so dimensioniert sind, dass sie erlauben, dass die durch den Hohlraum abgegebene Medikation durch die Löcher nach außen geht. Der Ballon weist auch eine äußere Oberfläche auf, wobei die äußere Oberfläche eine röhrenförmige, im Wesentlichen hydrophile mikroporöse Membran aufweist, die die Löcher des Ballons abdeckt, um Ströme von fließender Medikation aufzubrechen. Darüber hinaus kann reflektierendes Material in dem inneren Element, dem porösen Ballonelement, dem Fluidmaterial und der mikroporösen Membran oder in mehreren davon in irgendeiner Kombination enthalten sein. Reflektierendes Material ist in der mikroporösen Membran enthalten. Durch Hinzugeben des reflektierenden Materials in diesen unterschiedlichen Kombinationen ist es möglich, eine gleichförmige Beleuchtung mit Licht zum Aktivieren von einer jeden von verschiedenen photodynamischen Medikamenten und dergleichen bereitzustellen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden die unerwünschten Aspekte von „heißen Stellen" und einer ungleichförmigen Beleuchtung des Behandlungsfluids mit Licht im Wesentlichen beseitigt. Stattdessen wird die Beleuchtung der Behandlungsfluide mit Licht über die durch die vorliegende Erfindung erreichte Behandlungsdauer gleichförmig gemacht.
Zusammengefasst betrifft die vorliegende Erfindung einen Ballonkatheter und Verfahren für die photodynamische Therapie, wobei der Katheter eine Faseroptik mit einem verlängerten lichtabgebenden Abschnitt, der zylindrisch von einem lichtdurchlässigen inneren röhrenförmigen Element umgeben ist, ein lichtdurchlässiges Fluidmaterial, ein lichtdurchlässiges aufblasbares poröses Ballonelement und eine mikroporöse Membran umfasst, und wobei wenigstens das innere röhrenförmige Element, das Fluidmaterial, das Ballonelement und/oder die mikroporöse Membran ein Licht reflektierendes Material umfasst, welches, nachdem aus der verlängerten Lichtquelle der Faseroptik Licht austritt, eine gleichförmige Beleuchtung zur aktivierenden Behandlung von photodynamischen Fluiden bereitstellt, die an Blutgefäßwänden oder andere innere Organe durch den porösen Ballon oder die mikroporöse Membran abgegeben sind.
Es ist ein allgemeines Ziel der vorliegenden Erfindung, einen verbesserten Ballonkatheter für die photodynamische Therapie und Verfahren zu dessen Verwendung bereitzustellen.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung besteht darin, einen verbesserten Ballonkatheter für die photodynamische Therapie bereitzustellen, der eine lokalisierte Behandlung von Geweben im Inneren des Körpers durchführt.
Ein weiteres Ziel dieser Erfindung besteht darin, einen verbesserten Ballonkatheter für die photodynamische Therapie bereitzustellen, der photodynamische Behandlungsfluide abgibt und gleichförmiges Licht verwendet, um die Behandlungsfluide, die solchermaßen an das Blutgefäß oder andere innere Organe abgegeben sind, zu beleuchten.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung besteht darin, einen verbesserten Ballonkatheter und Verfahren für die photodynamische Therapie bereitzustellen, die die optischen Prinzipien verwenden, um Behandlungsfluiden eine gleichförmige Lichtenergie an Orten innerhalb des lebenden Körpers bereitzustellen, die durch Katheterisierungseingriffe zugänglich sind.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung besteht darin, einen verbesserten Katheter und einen verbesserten Eingriff bereitzustellen, der eine Behandlung von Geweben innerhalb des Körpers wie beispielsweise Verringerung von Restenose und die Behandlung von Krebserkrankungen durch lokalisierte Aktivierung der Behandlungsfluide an beispielsweise einer Tumorstelle vornimmt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Erfindung wird weiter in der folgenden Beschreibung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen veranschaulicht werden, wobei:
1 ein Aufriss, teilweise weggeschnitten, eines bevorzugten Katheters für die photodynamische Ballontherapie gemäß der vorliegenden Erfindung ist;
2 eine im Querschnitt gezeigte Detailansicht der ersten Ausführungsform des Katheters dieser Erfindung ist, die den distalen Abschnitt des in 1 dargestellten Katheters innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet zeigt;
3 eine im Querschnitt gezeigte Detailansicht der zweiten Ausführungsform des Katheters dieser Erfindung ist, die den distalen Abschnitt des in 1 gezeigten Katheters innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet zeigt;
4 eine im Querschnitt gezeigte Detailansicht der dritten Ausführungsform des Katheters dieser Erfindung ist, die den distalen Abschnitt des in 1 gezeigten Katheters innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet zeigt; und
5 eine im Querschnitt gezeigte detaillierte Ansicht der vierten Ausführungsform des Katheters dieser Erfindung ist, die den distalen Abschnitt des in 1 gezeigten Katheters innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet zeigt.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Ein Ballonkatheter für die photodynamische Therapie, allgemein mit 11 bezeichnet, ist allgemein in 1 dargestellt. Der Katheter umfasst eine Katheterröhre 12 mit mehreren Hohlräumen, einen proximalen Abschnitt, im Allgemeinen mit 13 bezeichnet, und einen distalen Abschnitt, der allgemein mit 14 bezeichnet ist. Ebenfalls enthalten ist ein Lichtübertragungssystem, das eine Lichtquelle 15 umfasst.
Wie in 2 gezeigt, umfasst der distale Abschnitt 14 eine Faseroptik 16. Die Faseroptik 16 ist innerhalb eines inneren röhrenförmigen Elementes 17 angeordnet. Das innere Element 17 ist im Allgemeinen lichtdurchlässig oder optisch klar. Typischerweise wird das innere Element 17 aus einem biokompatiblen Polymer hergestellt sein. Beispiele umfassen Polyamide, Polyurethane, Polyester, Polyolefine und dergleichen. Spezifische Beispiele umfassen Nylons, Polyethylen und dergleichen. Geeignete Nylons umfassen Nylon 12, Nylon 11 oder Nylon-Homopolymere und -Copolymere mit anderen Bestandteilen. Grilamid (Marke)-Nylons sind spezifische Beispiele.
Das innere Element 17 ist zylindrisch von einem lichtdurchlässigen aufblasbaren porösen Ballonelement 18 umgeben. Das poröse Ballonelement 18 steht mit einem Hohlraum innerhalb der Katheterröhre in fluiddurchleitender Verbindung. Das poröse Ballonelement 18 ist auch aus einem biokompatiblen Polymer hergestellt und kann typischerweise aus Polymeren von der Art hergestellt sein, wie sie bei der Herstellung des inneren Elementes 17 verwendet werden.
Eine mikroporöse Membran 30 umgibt die äußere Oberfläche des porösen Ballonelementes 18 zylindrisch. Es wird anerkannt werden, dass, wenn das poröse Ballonelement 18 wie in 5 dargestellt aufgeblasen ist, eine ringförmige Kammer 21 zwischen dem inneren Element 17 und dem porösen Ballonelement 18 definiert ist. Ein photodynamisches Behandlungsfluid 23 tritt, unterstützt von der Fluidinjektoranordnung 19, durch den Hohlraum hindurch und tritt in die ringförmige Kammer 21 ein, was bedingt, dass sich das poröse Ballonelement 18 und die mikroporöse Membran 30 aufblasen, so dass die mikroporöse Membran 30 die Gefäßwand 27 kontaktiert. Das Behandlungsfluid 23 fließt durch die Löcher 31 des porösen Ballonelementes 18 und die Mikroporen der mikroporösen Membran 30 und infundiert in den erkrankten Bereich 22.
Typischerweise wird, nach dem Hindurchtreten des Behandiungsfluids 23 in die ringförmige Kammer 21 und seine Infusion in den erkrankten Bereich 22, die ringförmige Kammer 21 mit im Allgemeinen lichtdurchlässigem oder optisch klarem Fluidmaterial 20, wie beispielsweise eine Salinelösung oder Wasser, gefüllt. Auf jeden Fall wird wenn das Behandlungsfluid in oder um den erkrankten Bereich infundiert ist, es dann mit Licht beleuchtet. Nach der Beleuchtung des photodynamischen Behandlungsfluids wird es aktiviert, so dass es eine optimale Wirkung auf die Behandlung des erkrankten Bereiches liefern würde.
Bevorzugterweise ist die im Wesentlichen hydrophile, mikroporöse Membran das äußerste Element des Ballonkatheters, das den einzelnen Ballon umgibt. Der Ballon definiert einen im Allgemeinen zylindrischen Abschnitt. Die röhrenförmige, mikroporöse Membran wird bevorzugterweise von dem zylindrischen Abschnitt des Ballons getragen.
Es ist im Allgemeinen bevorzugt, dass die Mikroporen der Membran kleiner und zahlreicher sind als die Löcher des Ballons. Beispielsweise können die Mikroporen der Membran einen Durchmesser von im Wesentlichen von 0,4 – 3 μm aufweisen, wohingegen die Löcher des Ballons typischerweise einen Durchmesser von 5 – 100 μm aufweisen. Auch kann die übliche Anzahl der Mikroporen pro cm² Membran von etwa 100.000 bis 500.000.000 betragen, wohingegen die Anzahl der Löcher in dem Ballon im Wesentlichen von 20 – 1000 betragen kann. Die mikroporöse Membran kann auch mit einem hydrophilen Agens wie beispielsweise Polyvinylpyrrolidon beschichtet sein, um die Penetrierbarkeit von Medikationen durch die Mikroporen der mikroporösen Membran zu verbessern.
Die mikroporöse Membran kann, beispielsweise, eine Polycarbonatmembran sein, die von The Poretics Company hergestellt sein kann, insbesondere ihre TRACK-ETCH PCTE-Membranfilter, die hergestellt werden, indem dünne Polycarbonatfolien in einem Kernreaktor parallel ausgerichteten, geladenen Partikeln ausgesetzt werden. Dann werden die von den Partikeln hinterlassenen Spuren bevorzugterweise geätzt, um gleichförmige, zylindrische Poren mit einer zuvor bestimmten Porengröße auszubilden.
Genauer ist eine geeignete hydrophile, mikroporöse Membran eine TRACK-ETCH PCTE-Membran mit einer Porengröße von etwa 0,8 μm und einer Porendichte von etwa 30 Mio Poren/cm². Eine derartige Membran wiegt etwa 1 mg/cm², weist eine Stärke von etwa 9 μm und einen Wasserblasenpunkt von etwa 18 p.s.i auf. Typische Fließgeschwindigkeiten von Wasser durch eine derartige Membran betragen etwa 215 ml/Min/cm² unter Verwendung von vorfiltriertem Wasser bei 10 p.s.i. Die obigen Angaben stammen vom Hersteller der Polycarbonatfiltermembran.
Der Katheter dieser Erfindung kann ein Standardkatheter für die intravenöse Anwendung sein, wie beispielsweise ein PTCA-Dilatationskatheter mit niedrigem Profil, wobei der Ballon mit Löchern mit einem Durchmesser von etwa 20 – 30 μm (nominal 25 μm) perforiert worden ist. In einer Ausführungsform sind 64 derartige Löcher mit 25 μm in einem Ballonkatheter vorhanden, der eine Länge von etwa 20 mm und einen Durchmesser von, typischerweise, 2 –4 mm (aufgeblasen) aufweist. Ein derartiger Ballon kann auf einem ansonsten herkömmlichen PTCA-Katheter mit einer nutzbaren Länge von 135 cm und einem Katheterschaftdurchmesser von 4,0 French oder kleiner getragen werden. Es kann ein Führungsdraht mit einem Durchmesser von 0,018 mm verwendet werden und die Spitzenlänge des Katheters kann etwa 0,2 Zoll betragen. Der Ballon kann aus einem Nylon mit einer Shore-Härte D von 75 hergestellt sein.
Gemäß der vorliegenden Erfindung muss, um ein photodynamisches Behandlungsfluid 23 (detaillierter hierin diskutiert) effizienter zu aktivieren, es gleichmäßiger und gleichförmiger beleuchtet werden. Um das photodynamische Behandlungsfluid 23 gleichförmig und wirksam zu beleuchten, ist das Hüllmaterial 24 auf der Faseroptik 16 an seinem distalen Abschnitt entfernt, wodurch ein Faseroptikkern 26 exponiert wird. Durch Entfernen des Hüllmaterials 24 wird ein verlängerter lichtausstrahlender Bereich 28 bereitgestellt. Die Länge des Bereiches 28 nähert sich der Arbeitslänge 29 des Ballonelementes 18 an. Das beleuchtende Licht aus dem verlängerten lichtausstrahlenden Bereich 28 wird in einer Richtung senkrecht oder radial zu der Längsachse des Faseroptikkerns 26 abgestrahlt. Diese senkrechte oder radiale Strahlung des beleuchteten Lichtes liefert ein zylindrisches Beleuchtungsmuster, das sich über den Arbeitsbereich 29 des Ballons und den gesamten Oberflächenbereich des Behandlungsfluids 23 erstreckt, einschließlich seiner gesamten Erstreckung in Längsrichtung.
Darüber hinaus kann sich, um einen noch gleichmäßiger beleuchteten Bereich zu erreichen, der optische Faserkern 26 verjüngen, so dass er in distaler Richtung eine verringerte Stärke aufweist. Alternativ könnte ein jegliches Hüllmaterial, das in dem verlängerten Bereich 28 verbleibt, in der gleichen Richtung verjüngt sein. Eine graduelle Verringerung der Stärke des Faseroptikbestandteils liefert das Licht, das über die Länge des verlängerten lichtausstrahlenden Bereiches 28 austritt, um mit einem höheren Maß an Gleichförmigkeit zu beleuchten. Die Intensität der in dem Faseroptikkern 26 vorhandenen Lichtenergie verringert sich in der distalen Richtung infolge der größeren Entfernung in Längsrichtung, durch die das Licht an den distaleren Abschnitten der Faseroptik hindurchgehen muss. Durch den Verjüngungseffekt und die Verringerung der Stärke in der distalen Richtung weisen die distaleren Abschnitte eine kürzere radiale Strecke auf, durch die es hindurch gehen muss. Somit sind die größeren Entfernungen in Längsrichtung kombiniert mit den kürzeren radialen Entfernungen und umgekehrt, um einen Gesamtlichtweg (Längsrichtung plus Radialrichtung) zu erreichen, der über den gesamten lichtausstrahlenden Bereich in etwa gleich groß ist, was erlaubt, dass die aus dem Kern 26 austretende Lichtenergie gleichförmiger ist.
Wenn vorhanden, kann die Verjüngung des Faseroptikbestandteils durch chemisches Ätzen oder physikalische Abrasion erzeugt werden. Es wird weiter verstanden, dass die physikalische Abrasion unter Verwendung einer körnigen Oberfläche, wie beispielsweise Sandpapier, erreicht werden kann, um die Oberfläche des Faseroptikbestandteils in Längsrichtung abzureiben, unabhängig davon, ob dies nun in einem sich distal verjüngenden oder in einem rechts-zylindrischen Muster erfolgt.
Um weiter ein größeres Ausmaß an Lichtbestrahlungsgleichförmigkeit zu erreichen, wird gemäß der vorliegenden Erfindung hochreflektierendes Material oder Partikel 25a, 25b, 25c, 25d mit dem inneren Element 17, dem Fluidmaterial 20, dem porösen Ballonelement 18 und/oder der mikroporösen Membran 30 gemischt. Wenn das Licht das hoch reflektierende Material 25a–25d trifft, reflektiert es in unterschiedliche Richtungen und produziert ein gleichförmiges Glühen. Das Hinzugeben der hoch reflektierenden Partikel führt zu einem Beugen und Dispergieren des Lichtes, wodurch der zylindrische verlängerte lichtabstrahlende Bereich 28 gleichförmig erleuchtet wird.
Bei der ersten Ausführungsform, wie sie in 2 dargestellt ist, liegt das reflektierende Material 25a in der Form von Partikeln vor, die mit dem inneren röhrenförmigen Element 17 gemischt sind, so dass das durch das innere röhrenförmige Element hindurchgehende Licht durch die reflektierenden Partikel 25a reflektiert werden wird. Entweder können diese Partikel in das Polymer, wie beispielsweise bei der Extrusion des inneren Elementes 17, eingebracht werden, oder sie können auf eine oder beide Oberflächen des röhrenförmigen Elementes beschichtet werden. Geeignetes reflektierendes Material umfasst Titandioxid (TiO₂) und Silber, wobei Titandioxid bevorzugt ist. Die Anwesenheit des reflektierenden Materials bedingt, dass das aus der Faseroptik austretende Licht wenigstens entlang der gesamten Länge des lichtabgebenden Bereiches 28 reflektiert und dispergiert wird, wodurch ein gleichförmiger zylindrisch geformter Beleuchtungsring hergestellt wird, der Lichtenergie gleichförmig über die Länge des Gefäßes oder dergleichen abgibt, an dem sich das photodynamische Behandlungsfluid befindet. Das gleichförmige Licht weist die erwünschte Wirkung auf, dass nämlich „heiße Stellen" aus Lichtenergie und eine ungleichmäßige Aktivierung des Behandlungsfluids beseitigt wird.
Die in 3 dargestellte zweite Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bedarf der Anwesenheit des reflektierenden Materials 25b in dem Fluidmaterial 20. Das reflektierende Material 25b liegt in der Form von suspendierten Partikeln vor, die innerhalb des Fluidmaterials 20 suspendiert sind, was zur Wegreflektion von Licht, das aus der Faseroptik 16 austritt, von diesen Partikeln führt. Es wird festgestellt werden, dass das so reflektierende Fluid, das in die ringförmige Kammer 21 eingefüllt ist, vollständig den lichtausstrahlenden Bereich umgibt und eine Tiefe aus reflektierenden Partikeln in dem Fluid bereitstellt, durch die das Licht entlang seines Weges zu dem Ballon 18 und damit zu der Gefäßwand hindurchgehen muss. Das Wegreflektieren der Partikel und die sich ergebende Lichtdispersion liefert ein gleichförmiges Licht mit den zuvor erwähnten wünschenswerten Wirkungen, dass nämlich die ungleichmäßige Aktivierung des Behandlungsfluids beseitigt wird, die üblicherweise entlang der äußeren Oberfläche des Ballonelementes 18 auftritt.
Die dritte, in 4 dargestellte Ausführungsform ist im Allgemeinen ähnlich der von 2. Bei dieser Ausführungsform liegt das reflektierende Material 25c als hoch reflektierende Partikel vor, die mit dem Material des porösen Ballonelementes 18 gemischt sind, beispielsweise entweder auf dem porösen Ballonelement 18 beschichtet oder in das Polymer eingebracht, aus dem das poröse Ballonelement 18 konstruiert ist. Es wird anerkannt werden, dass die Beschickung während der Extrusion des Vorformlings erreicht wird, aus dem das poröse Ballonelement 18 nachfolgend ausgebildet wird. Die Anwesenheit des reflektierenden Materials liefert eine reflektierende und lichtbrechende Wirkung. Das innere röhrenförmige Element 17 und das Fluidmaterial 20 sind bei dieser Ausführungsform lichtdurchlässig, um die Lichtübertragung von der Faseroptik 16 zu erlauben. Wenn das Licht das poröse Ballonelement 18 trifft, integrieren die reflektierenden Partikel 25c das Licht entlang wenigstens der Behandlungslänge und übertragen einen Teil der Lichtenergie auf die zu behandelnde Gefäßwand. Dies erlaubt, dass das Licht gleichförmiger und gleichmäßiger ist, während es durch die Wand des porösen Ballonelementes 18 übertragen wird, wodurch eine gleichmäßige Verteilung von Lichtenergie erzeugt wird, um das Behandlungsfluid 23 (photodynamische Substanz) zu aktivieren, die bereits in der Gefäßwand infundiert oder anderweitig dispergiert ist, insbesondere in den erkrankten Bereich 22.
Eine vierte Ausführungsform ist in 5 dargestellt. Bei dieser Ausführungsform liegt das reflektierende Material 25d als hoch reflektierende Partikel vor, die mit dem Material der mikroporösen Membran 30 vermischt sind, beispielsweise entweder auf der Oberfläche der mikroporösen Membran 30 beschichtet sind oder in das Polymer eingebracht sind, aus dem die mikroporöse Membran 30 hergestellt ist. Das hoch reflektierende Material 25d kann Titandioxid (TiO₂), Silber (Ag), Aluminium (Al) oder Aluminiumdioxid (AlO₂) sein. Bei dieser Ausführungsform ist das bevorzugte reflektierende Material Aluminiumdioxid. Es wird anerkannt werden, dass das Einbringen während der Extrusion des Vorformlings erfolgen kann, aus dem nachfolgend die mikroporöse Membran 30 ausgebildet wird. Die Anwesenheit des reflektierenden Materials liefert eine reflektierende und lichtbrechende Wirkung. Das innere röhrenförmige Element 17, das Fluidmaterial 20 und das poröse Ballonelement 18 sind bei dieser Ausführungsform lichtdurchlässig, um zu erlauben, dass eine Lichtübertragung von der Faseroptik 16 erfolgt. Wenn das Licht die mikroporöse Membran 30 trifft, integrieren die reflektierenden Partikel 25d das Licht entlang wenigstens der Behandlungslänge und übertragen einen Teil der Lichtenergie auf die zu behandelnde Gefäßwand. Dies erlaubt, dass das Licht gleichförmiger ist, wenn es durch die mikroporöse Membran 30 übertragen wird, wodurch eine gleichmäßige Verteilung der Lichtenergie erzeugt wird, um das Behandlungsfluid 23 (photodynamische Substanz) zu aktivieren, die bereits in die Gefäßwand infundiert oder anderweitig dort dispergiert ist.
Darüber hinaus bestimmt die Dichte und die Größe der Mikroporen auf der mikroporösen Membran 30 die Menge an Lichtenergie, die vor der Beleuchtung des Behandlungsfluids 23 übertragen oder integriert wird. Wenn die reflektierenden Partikel mit dem Polymer gemischt sind, aus dem das innere röhrenförmige Element, das Ballonelement und/oder die mikroporöse Membran hergestellt sind, kann die Menge der Beschickung zwischen etwa 5 und etwa 40 Gew.-% reflektierendes Material bezogen auf das Gesamtgewicht des Polymers sein. Es ist bevorzugt, dass dieses Verhältnis im Bereich von etwa 10 bis etwa 40 Gew.-% ist, am bevorzugtesten zwischen etwa 25 bis etwa 35 Gew.-% des Gesamtgewichtes des Polymers. Ein alternativer Ansatz zum Mischen des porösen Ballonelementes 18, des inneren Elementes 17 oder der mikroporösen Membran 30 mit reflektierenden Partikeln umfasst Coextrudieren oder anderweitiges Anordnen einer Schicht aus hoch reflektierendem Material oder Partikeln zwischen zwei Schichten aus Polymer. Man hat festgestellt, dass eine Lichtbeleuchtungsgleichförmigkeit von 90 % erreicht werden kann, wenn das Fluidmaterial 20, das poröse Ballonelement 18 und/oder die mikroporöse Membran 30 mit reflektierendem Material 25b, 25c bzw. 25d gemischt ist.
Unter besonderer Bezugnahme auf die erreichte Lichtdissipation, insbesondere in der dritten und vierten Ausführungsform, wird das Licht integriert, bevor es aus dem porösen Ballonelement 18 oder der mikroporösen Membran 30 in die Gefäßwand austritt. Indem das poröse Ballonelement 18 oder das Material der mikroporösen Membran 30 semi-reflektierend und semi-transparent gemacht wird, kann man ein Mehr an Gleichförmigkeit entlang der zylindrischen Oberfläche des porösen Ballonelementes 18 oder der mikroporösen Membran 30 erreichen, wodurch die Abgabe von Licht an das Behandlungsfluid 23 optimiert wird, das in die zu behandelnde Gefäßwand absorbiert worden ist. Die mikroporöse Membran 30 ist ein biokompatibles Polymer. Die mikroporöse Membran 30 ist aus einem biokompatiblen Polymer hergestellt und kann typischerweise hergestellt sein aus Polymeren von der Art, wie sie bei der Herstellung des inneren Elementes 17 verwendet werden. Hier ist das bevorzugte Material für die mikroporöse Membran 30 aluminisiertes Polyethylenterephthalat.
In den obigen Ausführungsformen kann das Beschichten des inneren Elementes 17, des porösen Ballonelementes 18 oder der mikroporösen Membran 30 durch bekannte Verfahren erreicht werden, wie beispielsweise Verdampfen, Sputtern oder Ionenbombardierung des reflektierenden Materials. Eine derartige Beschichtung kann sich auf der Innenseite, der Außenseite oder sowohl auf der Innenseite als auch der Außenseite des inneren Elementes 17, des porösen Ballonelementes 18 oder der mikroporösen Membran 30 befinden.
Bei der vorliegenden Erfindung kann das reflektierende Material in einem oder mehreren von den folgenden Teilen in einer jeglichen Kombination enthalten sein, nämlich dem inneren Element 17, dem porösen Ballonelement 18, dem Fluidmaterial 20 und der mikroporösen Membran 30. Durch Hinzufügen des reflektierenden Materials bei diesen unterschiedlichen Kombinationen ist es möglich, die Reflexion und Gleichförmigkeit der Lichtbestrahlung maßzuschneidern, um einem speziellen Bedürfnis oder einem Kriterium für die Aktivierung von irgendeinem aus einer Vielzahl von photodynamischen Medikamenten und dergleichen zu genügen.
Es wird verstanden werden, dass die beschriebenen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung einige Anwendungen der Prinzipien der vorliegenden Erfindung veranschaulichen. Verschiedene Modifikationen können von den Fachleuten auf dem Gebiet vorgenommen werden, ohne vom tatsächlichen Umfang der Erfindung, wie in den Ansprüchen definiert, abzuweichen.

Claims

Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie zum Aktivieren von Behandlungsfluid (23) an einer Stelle innerhalb eines lebenden Körpers, wobei der Katheter umfasst: eine verlängerte röhrenförmige Katheteranordnung (12) mit einem proximalen Teil (13), der bei der Anwendung außerhalb des lebenden Körpers verbleibt, wobei die Katheteranordnung auch einen distalen Teil (14) aufweist, der bei der Anwendung in den lebenden Körper eingeführt ist; eine Faseroptik (16), die sich entlang der Länge der Katheteranordnung (12) erstreckt, wobei die Faseroptik (16) einen im Wesentlichen distalen Lichtenergie ausstrahlenden Abschnitt (28) aufweist; wobei die verlängerte röhrenförmige Katheteranordnung ein inneres röhrenförmiges Element (17) aufweist, das die Faseroptik (16) zylindrisch umgibt; ein aufblasbares Ballonelement (18) mit einer Vielzahl von Öffnungen (31), um zu erlauben, dass Behandlungsfluid (23) durch das Ballonelement (18) hindurchtritt, und das an dem distalen Teil (14) der Katheteranordnung (12) angeordnet, wobei das Ballonelement (18) in Fluidverbindung mit dem proximalen Teil (13) der Katheteranordnung (12) ist, das Ballonelement (18) das innere röhrenförmige Element (17) zylindrisch umgibt und sich in Längsrichtung bezüglich des inneren röhrenförmigen Elementes (17) erstreckt; und eine Lichtquelle (15), die mit der Faseroptik (16) verbunden ist, um Lichtenergie an den Lichtenergie ausstrahlenden Abschnitt (28) abzugeben; dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtenergie ausstrahlende Abschnitt der Faseroptik eine Länge aufweist; das innere röhrenförmige Element (17) aus einem lichtdurchlässigen Material ausgebildet ist und sich entlang der Länge des Lichtenergie ausstrahlenden Abschnittes (28) der Faseroptik (16) erstreckt; das aufblasbare poröse Ballonelement (18) auch aus einem lichtdurchlässigen Material hergestellt ist; und der Katheter weiter umfasst: ein mikroporöses Membranelement (30), das aus einem lichtdurchlässigen Material mit einer Vielzahl von Mikroporen ausgebildet ist, um zu erlauben, dass Behandlungsfluid (23) durch die innere poröse Membran (30) hindurchtritt, und über der äußeren Oberfläche des aufblasbaren porösen Ballonelementes (18) angeordnet ist; und wenigstens entweder das innere röhrenförmige Element (17), das poröse Ballonelement (18) oder das mikroporöse Membranelement (30) ein lichtreflektierendes Material (25) enthält, das, nachdem Licht durch den Lichtenergie ausstrahlenden Abschnitt (28) ausgestrahlt wird, die Lichtenergie reflektiert, um eine größere Gleichmäßigkeit der Ausleuchtung zum gleichmäßigeren Aktivieren des photodynamischen Behandlungsfluids (23) an einer Stelle innerhalb eines lebenden Körpers bereitzustellen.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei das lichtreflektierende Material (25) in einer Menge vorhanden ist, um die Lichtenergie zu dispergieren und eine gleichförmige Ausleuchtung mit Licht herzustellen.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei sich der im Allgemeinen distale Lichtenergie ausstrahlende Abschnitt (28) in Längsrichtung über eine Strecke erstreckt, die sich der Länge einer zylindrischen Arbeitsoberfläche des Ballonelementes (18) annähert.
Photodynamischer Katheter (11) nach Anspruch 1, wobei sich die Faseroptik (16) so verjüngt, dass sich ihre Stärke in der distalen Richtung verringert, wobei das von dem lichtausstrahlenden Abschnitt (28) der Faseroptik (16) ausgestrahlte Licht ein gleichmäßig ausleuchtendes Licht ist.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei das innere Element (17) mit dem reflektierenden Material (25) beladen ist.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei das Ballonelement (18) mit dem reflektierenden Material (25) beladen ist.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei das Ballonelement (18) mit dem reflektierenden Material (25) co-extrudiert ist, so dass das reflektierende Material (25) zwischen der Innenwand und der Außenwand des Ballonelementes (18) angeordnet ist.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei das lichtreflektierende Material (25) TiO₂ ist.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei die Mikroporen der Membran (30) einen Durchmesser von etwa 0,4 bis etwa 3 μm aufweisen, die Öffnungen des Ballons (18) einen Durchmesser von etwa 5 bis etwa 100 μm aufweisen.
Ballonkatheter (11) für die photodynamische Therapie nach Anspruch 1, wobei die Anzahl der Mikroporen pro Quadratzentimeter der Membran (30) zwischen etwa 100.000 und etwa 500.000.000 beträgt.