NL8600590A

NL8600590A - METHOD FOR CONTROLLED REMOVAL OF BIOLOGICAL BARRIERS BY RADIANT ENERGY, AND CATHETER SYSTEM FOR USING THIS METHOD

Info

Publication number: NL8600590A
Application number: NL8600590A
Authority: NL
Original assignee: Bard Inc C R
Priority date: 1985-03-06
Filing date: 1986-03-06
Publication date: 1986-10-01
Also published as: AU629319B2; GB2219213A; GB2219213B; JPS61257637A; GB8912611D0; FR2587195A1; BE904358A; AU5429086A; IT8619634A0; GB2171913A; AU593787B2; ES8800607A1; GB8823620D0; AU5239190A; GB8605020D0; IT1188419B; GB2171913B; ES552701A0; CA1266304A; IT8619634A1

Description

v NL 33423-dV/lbv NL 33423-dV / lb

Werkwijze voor het gecontroleerd verwijderen van biologische belemmeringen door middel van stralingsenergie, alsmede catheterstelsel voor het toepassen van deze werkwijze.A method for the controlled removal of biological impediments by means of radiant energy, as well as a catheter system for applying this method.

De uitvinding heeft betrekking op een werkwijze en catheter voor het toevoeren van stralingsenergie, zoals een laserbundel, aan het menselijk lichaam voor het gecontroleerd en selectief verwijderen van weefsel, plaque en ander biolo-5 gisch materiaal.The invention relates to a method and catheter for supplying radiant energy, such as a laser beam, to the human body for the controlled and selective removal of tissue, plaque and other biological material.

De uitvinding betreft het gebruik van stralingsenergie binnen het menselijk lichaam voor het gecontroleerd verwijderen of wegetsen door bijvoorbeeld erosie van weefsel of ander biologisch materiaal, in het bijzonder het verwij-10 deren van een vasculaire belemmering of verstopping. Het behandelen van vasculaire verstoppingen, waaronder zowel perifere als coronaire vasculaire verstoppingen, is een intensief onderzocht terrein geweest gedurende de afgelopen jaren. Vas-· culaire chirurgie, waarbij een ziek vat wordt verwijderd en 15 wordt vervangen door een transplantaat of waarbij het geblokkeerde gebied van het vat wordt overbrugd door een transplantaat, is betrekkelijk algemeen geworden. Niettemin is het gewenst dat de methoden en technieken worden verbeterd, teneinde het traumaniveau voor een patiënt te beperken, ten-20 einde de behandeling van de patiënt te vereenvoudigen zonder aan de doeltreffendheid daarvan afbreuk te doen. Hoewel werkwijzen voor het chirurgisch verwijderen en overbruggen van vasculaire verstoppingen ver ontwikkeld zijn, is het duidelijk gewenst alternatieven te verschaffen voor dergelijke 25 onconventionele chirurgische methoden.The invention relates to the use of radiant energy within the human body for the controlled removal or etching away, for example by erosion of tissue or other biological material, in particular the removal of a vascular obstruction or blockage. The treatment of vascular blockages, including both peripheral and coronary vascular blockages, has been an intensively explored field in recent years. Vascular surgery, which involves removing a diseased vessel and replacing it with a graft or bridging the blocked area of the vessel with a graft, has become relatively common. Nevertheless, it is desirable that the methods and techniques be improved in order to limit the trauma level for a patient, in order to simplify the treatment of the patient without compromising its effectiveness. While methods of surgically removing and bridging vascular blockages are well developed, it is clearly desirable to provide alternatives to such unconventional surgical methods.

Eén van de ontwikkelde alternatieven is de angio-plastiek, waarbij inrichtingen, zoals de ballondilatatie-catheter van het in het Amerikaanse octrooischrift 4.195.637 getoonde type, worden gebruikt voor het vrijmaken van een 30 doorgang door een vasculaire verstopping. Volgens de ballon-dilatatie-techniek wordt een catheter, die aan het distale uiteinde een speciale ballon bezit, door de bloedvaten van de patiënt geschoven, totdat de ballon in de verstopping is geplaatst. De ballon wordt vervolgens onder een aanmerkelijke 35 druk uitgezet, teneinde het lumen binnen het bloedvat met kracht te vergroten. Wanneer de methode succesvol is, blijft ft Λ Λ -ï · λ , v * - 2 - het lumen van het bloedvat open, nadat de ballon is leeggelopen en verwijderd. Het materiaal, dat.de verstopping veroorzaakte, gewoonlijk arteriële plaque, wordt radiaal buitenwaarts gedrukt. De patiënten, die succesvol kunnen worden be-5 handeld met de dilatatietechniek blijven het trauma, de tijd en de kosten van de traditionele vasculaire chirurgie bespaard. De angioplastiek kan echter niet worden gebruikt voor de behandeling van alle vasculaire verstoppingen en het is inderdaad zo, dat het merendeel van de verstoppingen niet op 10 deze wijze kan worden behandeld.One of the developed alternatives is the angioplasty, wherein devices, such as the balloon dilatation catheter of the type shown in U.S. Patent 4,195,637, are used to clear a passage through a vascular occlusion. According to the balloon dilation technique, a catheter, which has a special balloon at the distal end, is slid through the blood vessels of the patient until the balloon is placed in the obstruction. The balloon is then expanded under significant pressure to forcibly increase the lumen within the blood vessel. When the method is successful, ft Λ Λ -ï · λ, v * - 2 - the lumen of the blood vessel remains open after the balloon is deflated and removed. The material that caused the blockage, usually arterial plaque, is pressed radially outward. Patients who can be successfully treated with the dilation technique are spared the trauma, time and cost of traditional vascular surgery. However, the angioplasty cannot be used to treat all vascular blockages and it is true that most of the blockages cannot be treated in this way.

Wanneer een verstopt vat chirurgisch wordt behandeld met vervanging of overbrugging van het vat, wordt het zieke deel van het vat in zijn geheel verwijderd of blijft in de verstopte toestand achter in de patiënt, waarbij een over-15 bruggingsvat als transplantaat over het geblokkeerde gebied wordt aangebracht. Bij de angioplastiek blijft de plaque, welke de verstopping vormde, achter in de arterie, weliswaar in een samengedrukte toestand. In sommige gevallen kunnen de plaque en de vatwand zich na enige tijd opnieuw vormen, 20 waardoor het vat weer verstopt begint te raken.When a clogged vessel is treated surgically with replacement or bridging of the vessel, the diseased portion of the vessel is removed in its entirety or remains in the clogged state in the patient, transferring a bridging vessel as a graft over the blocked area. fitted. In angioplasty, the plaque that formed the blockage remains in the artery, although in a compressed state. In some cases, the plaque and vessel wall may re-form after some time, causing the vessel to start to clog again.

Hoewel het reeds lang is onderkend, dat het gewenst is een verstopt bloedvat Opnieuw te kanaliseren door het verwijderen van de vasculaire verstoppingen uit het vat, is er nog geen doelmatig stelsel of behandelingstechniek voor dit 25 doel ontwikkeld. Ook is reeds enige tijd de mogelijkheid onderkend laserenergie voor dit doel te gebruiken. Hoewel recent beschikbare laserbronnen met controleerbare stralingsenergie nuttig zijn gebleken voor bepaalde chirurgische behandelingen, zoals bij bepaalde typen oogchirurgie, is nog 30 geen geschikte inrichting en techniek ontwikkeld, door middel waarvan een bundel stralingsenergie, zoals laserenergie, kan worden toegevoerd aan een vasculaire verstopping voor het selectief en gecontroleerd verwijderen van die verstopping, zonder een verwonding aan het vat te veroorzaken, teneinde 35 het natuurlijke bloedvat in een gezonde, niet-geblokkeerde, opnieuw gekanaliseerde en werkende conditie te laten.Although it has long been recognized that it is desirable to re-channel a clogged blood vessel by removing the vascular blockages from the vessel, no effective system or treatment technique has yet been developed for this purpose. It has also been possible for some time to use recognized laser energy for this purpose. Although recently available laser sources with controllable radiant energy have proven useful for certain surgical treatments, such as in certain types of eye surgery, a suitable device and technique has not yet been developed by which a beam of radiant energy, such as laser energy, can be applied to a vascular occlusion selectively and controlled removal of that blockage, without causing injury to the vessel, in order to leave the natural blood vessel in a healthy, unblocked, re-channeled and operating condition.

Pogingen om laserenergie te gebruiken voor het verwijderen van een vasculaire verstopping hebben vele problemen ondervonden. Bij bekende pogingen om een bundel laserener-40 gie af te leveren, werd gebruik gemaakt van verschillende uit-3. ·'- Λ :· f -3 - . ,· * voeringen van catheters met optische vezelgeleiders voor het geleiden van de stralingsenergie in het bloedvat van de patiënt, teneinde de bundel op de verstopping te richten, teneinde deze te vernietigen. Er zijn echter nog geen inrichtin-5 gen of technieken ontwikkeld, waardoor het mogelijk was de bundel op doelmatige wijze te controleren. Indien de bundel niet op de juiste wijze in lijn ligt in het bloedvat, kan de bundel de binnenzijde van het bloedvat treffen, waardoor de vatwand wordt beschadigd en de wand mogelijk wordt doorboord.Attempts to use laser energy to remove a vascular blockage have encountered many problems. Known attempts to deliver a beam of laser 40 gie utilized several out of 3. · '- Λ: · f -3 -. , * Linings of catheters with fiber optic guides for conducting the radiant energy into the blood vessel of the patient, in order to direct the bundle on the blockage, in order to destroy it. However, no devices or techniques have yet been developed, which made it possible to control the beam effectively. If the bundle is not properly aligned in the blood vessel, the bundle may strike the inside of the blood vessel, damaging the vessel wall and possibly piercing the wall.

10 Zelfs als de bundel goed in lijn ligt in het bloedvat, kan de binnenzijde van het vat worden beschadigd of het vat worden doorboord, indien het vat juist voorbij de plaats van de verstopping een bocht maakt.Even if the bundle is properly aligned in the blood vessel, the inside of the vessel may be damaged or the vessel pierced if the vessel bends just past the site of the blockage.

Een belangrijk probleem bij het gebruik van laser-15 energie voor het verwijderen van vasculaire verstoppingen is . het feit, dat de laserbundel de neiging vertoont biologisch materiaal te schroeien in het gebied-rond het doel. Dit schroeien wordt althans gedeeltelijk veroorzaakt door de slechte controle over de wij ze waarop de energie wordt ge-20 leverd en de hoeveelheid daarvan. Bij een gevoelig bloedvat, kan het schroeien ernstige problemen veroorzaken, doordat het omringende weefsel ernstig wordt beschadigd. Voorts voorkomt biologisch materiaal, dat wordt geschroeid en aan het distale uiteinde van de optische vezelgeleider hecht het uitzenden van 25 de bundel uit het distale uiteinde van de geleider. In een dergelijk geval wordt het materiaal op het uiteinde van de geleider sterk verwarmd, hetgeen op zijn beurt de oververhitting en vernietiging van de optische vezel veroorzaakt.A major problem in using laser-15 energy to remove vascular blockages is. the fact that the laser beam tends to scorch biological material in the area around the target. This scorching is at least in part caused by poor control over the mode of energy delivery and the amount thereof. With a sensitive blood vessel, scorching can cause serious problems, because the surrounding tissue is seriously damaged. Furthermore, biological material that is scorched and adheres to the distal end of the optical fiber guide prevents the beam from emitting from the distal end of the guide. In such a case, the material on the end of the conductor is highly heated, which in turn causes the optical fiber to overheat and destroy.

Andere moeilijkheden hebben betrekking op de wijze 30 van positioneren en plaatsen van het distale uiteinde van de catheter, zodat het op de juiste wijze wordt gepositioneerd ten opzichte van de verstopping. Oudere voorstellen, waaronder het gebruik van aanvullende optische vezels voor het toevoeren van licht aan het bloedvat te zamen met andere groepen 35 vezels voor het visueel waarnemen van het inwendige van het bloedvat, zijn niet praktisch toepasbaar omdat zij te groot en te stijf zijn voor toepassing in coronaire bloedvaten. Een ander probleem is dat er dikwijls materiaal, zoals bloed, aanwezig kan zijn in het gebied tussen het uitzendpunt van de 40 laserbundel aan het uiteinde van de vezel en de verstopping.Other difficulties involve the manner of positioning and positioning the distal end of the catheter so that it is properly positioned with respect to the blockage. Older proposals, including the use of additional optical fibers for supplying light to the blood vessel along with other groups of fibers for visually observing the interior of the blood vessel, are not practical because they are too large and too rigid for use in coronary arteries. Another problem is that often material, such as blood, may be present in the area between the emitting point of the laser beam at the end of the fiber and the blockage.

\ * X s — 4 —\ * X s - 4 -

Dit materiaal kan de optische baan belemmeren. Het bloed kan aan de distale uitzendende tip van de vezel verschroeid raken, hetgeen, zoals hierboven werd opgemerkt, een oververhitten en vernietiging van de optische vezel tot gevolg kan 5 hebben.This material can obstruct the optical path. The blood may be scorched at the fiber's distal emitting tip, which, as noted above, may result in overheating and destruction of the optical fiber.

Alle bovengenoemde moeilijkheden werden nog ingewikkelder gemaakt door de beperkingen die aan de afmetingen van een catheter werden gesteld, welke in een bloedvat moet worden gestoken, in het bijzonder in nauwe bloedvaten, zo-10 als coronaire bloedvaten, welke een lumen met een diameter in de orde van 1,5 tot 4,5 mm hebben.All of the above difficulties have been further complicated by the limitations imposed on the size of a catheter to be inserted into a blood vessel, particularly narrow blood vessels, such as coronary blood vessels, which have a lumen of diameter in the have an order of 1.5 to 4.5 mm.

De uitvinding beoogt een werkwijze en catheter van de in de aanhef genoemde soort te verschaffen, waarmede stralingsenergie op een gekozen plaats in een bloedvat kan 15 worden geleverd, zodanig dat de stralingsenergie gecontroleerd aan een belemmering of verstopping kan worden toegevoerd, en waarbij de bovengenoemde bezwaren zijn ondervangen.The object of the invention is to provide a method and catheter of the type mentioned in the preamble, with which radiant energy can be supplied at a selected location in a blood vessel, such that the radiant energy can be supplied in a controlled manner to an obstruction or blockage, and wherein the above-mentioned drawbacks are overcome.

De uitvinding verschaft een nieuwe werkwijze en 20 catheter voor het leveren van stralingsenergie van een bron aan een plaats in het bloedvat van een patiënt, waar de energie moet worden geleverd. Volgens de uitvinding wordt gebruik gemaakt van een catheter met een vezeloptiekgelei-der voor het leveren van stralingsenergie van bijvoorbeeld 25 een laser aan de te behandelen plaats. De catheter bezit aan het distale uiteinde een miniatuur-optisch systeem voor het controleerbaar leveren van stralingsenergie op de gewenste plaats. Het optische systeem en de catheter zijn zodanig uitgevoerd, dat de stralingsenergie althans nagenoeg uniform 30 wordt verdeeld over een bundel, die een exponentieel af-nemend energieniveau combineert met een geometrisch toenemend bundelpatroon. Het optische systeem regelt de bundel zodanig, dat een werkgebied wordt bepaald, dat de as van de voortplantingsrichting van de energie omgeeft, in welke 35 richting de verwijdering van het biologisch materiaal plaatsvindt in een sterk beperkt laagvormig gebied, dwars op deze as,The invention provides a new method and catheter for delivering radiant energy from a source to a location in the blood vessel of a patient where the energy is to be supplied. According to the invention, use is made of a catheter with a fiber optic guide for supplying radiant energy from, for example, a laser to the place to be treated. The catheter has a miniature optical system at the distal end for controllable delivery of radiant energy to the desired location. The optical system and the catheter are designed in such a way that the radiant energy is distributed at least substantially uniformly over a beam, which combines an exponentially decreasing energy level with a geometrically increasing beam pattern. The optical system controls the beam such that a working area is defined which surrounds the axis of the direction of propagation of the energy, in which direction the removal of the biological material takes place in a very limited layer-shaped region transverse to this axis,

Een catheterstelsel voor toepassing van de uitvinding is voorzien van een langgerekte catheter met kleine 40 diameter en een lumen, dat een optische vezel draagt. HetA catheter system for use in the invention includes an elongated catheter of small diameter and a lumen carrying an optical fiber. It

i , 5 1 - V \4 i Ii, 5 1 - V \ 4 i I

v; ^ < j j %Jv; ^ <y y% J

- 5 - * proximale uiteinde van de catheter heeft een koppelstuk, door middel waarvan de optische vezel kan worden aangesloten voor de ontvangst van de uitgangsstralingsenergie. van een laser.- 5 - * proximal end of the catheter has a connector through which the optical fiber can be connected to receive the output radiation energy. from a laser.

Het. distale uiteinde van de catheter bezit een optisch huis, 5 waarin een netto negatief optisch vermogenslensstelsel is ondergebracht, dat een bundel stralingsenergie uitzendt in een zich uitbreidend (divergent) niet-gefocuseerd patroon.It. The distal end of the catheter has an optical housing, which houses a net negative optical power lens system, which emits a beam of radiant energy in an expanding (divergent) unfocused pattern.

De energieverdeling is althans nagenoeg uniform over de dwarsdoorsnede van de zich uitbreidende bundel. De bundel heeft 10 een kort segment, dat zich over een korte afstand vanaf de distale emissie-opening van het optische stelsel uitstrekt en dat het werkgebied bepaalt, waarin de stralingsenergie zich op een voldoend hoog niveau bevindt voor het verwijderen van biologisch materiaal. In afhankelijkheid van de frequentie 15 van de stralingsenergie en de absorptie-eigenschappen van het biologische materiaal, kan thermisch losmaken of foto-ontbinding worden gebruikt als het dominante ets- of erodeermecha-nisme. In distale richting voorbij het werkgebied divergeert de exponentieel afnemende bundel naar een lagere, veilige 20 energiedichtheid, welke beschadiging van het biologische materiaal zal minimaliseren.The energy distribution is at least substantially uniform across the cross section of the expanding beam. The beam has a short segment that extends a short distance from the distal emission aperture of the optical system and defines the working area in which the radiant energy is at a sufficiently high level to remove biological material. Depending on the frequency of the radiant energy and the absorption properties of the biological material, thermal detachment or photo-decomposition can be used as the dominant etching or eroding mechanism. Distally beyond the working area, the exponentially decreasing beam diverges to a lower, safe energy density, which will minimize damage to the biological material.

De diepte van het werkgebied, gemeten langs de optische as van de geprojecteerde bundel, varieert enigszins afhankelijk van de brekingsindex van een licht-voortplantend 25 medium, waarin de bundel wordt geprojecteerd; voorkeur verdient een diepte tot ongeveer 1 tot 1,5 mm. Een medium, dat een grotere brekingsindex heeft, zal de neiging vertonen de divergentie van de bundel te verkleinen, waardoor de diepte van het werkgebied in de richting van de optische as wordt ver-30 groot. Het optische stelsel is zodanig uitgevoerd, dat de maximum diepte van het werkgebied relatief klein is in de orde van een maximum diepte van 1,5 mm, zodat een zich in distale richting verspreidend segment van de bundel onvoldoende energie zal hebben om de vezelwand te doorboren. De maximum 35 diameter van het werkgebied is niet kleiner dan en kan iets groter zijn dan de catheterdiameter, zodat de catheter door het gat kan worden voortbewogen, dat door dé bundel in het de verstopping vormende materiaal zal worden gevormd.The depth of the working area, measured along the optical axis of the projected beam, varies slightly depending on the refractive index of a light-propagating medium in which the beam is projected; a depth of up to about 1 to 1.5 mm is preferred. A medium, which has a greater refractive index, will tend to decrease the divergence of the beam, thereby increasing the depth of the working area in the direction of the optical axis. The optical system is configured such that the maximum depth of the working area is relatively small on the order of a maximum depth of 1.5 mm, so that a segment of the beam spreading in the distal direction will have insufficient energy to pierce the fiber wall . The maximum diameter of the working area is not less than and may be slightly larger than the catheter diameter, so that the catheter can be advanced through the hole which will be formed by the bundle in the material forming the blockage.

Het optische stelsel aan het distale uiteinde van 40 de catheter omvat een huis, dat één of meer lensen bevat, die r· - * * * * ·-' ^ 'j ·« _ ' - 6 - van elkaar zijn gescheiden door voor straling ondoorlatende af stands stukken. De toepassing van voor straling ondoörlatrende afstandsstukken maakt het mogelijk de catheter in het bloedvat nauwkeurig te positioneren door middel van fluoroscopie.The optical system at the distal end of the catheter includes a housing containing one or more lenses separated by radiation for radiation. impermeable spacers. The use of radiopaque spacers makes it possible to accurately position the catheter in the blood vessel by fluoroscopy.

5 Een speciale inwendige houder is aangebracht voor het opnemen en stevig positioneren van het distale uiteinde van de optische vezel ten opzichte van de optische componenten in het huis. De wijze, waarop de optische vezel is gemonteerd, isoleert het distale uiteinde van de optische vezel volledig 10 van het bloedvat. Hierdoor wordt geheel voorkomen, dat biologisch materiaal in aanraking kan komen met de distale punt van de optische vezel, hetgeen het vormen van een verschroeiing -op de punt tot gevolg zou kunnen hebben met de daarbij behorende vernietiging van de optische vezel.A special internal holder is provided for receiving and securely positioning the distal end of the optical fiber relative to the optical components in the housing. The manner in which the optical fiber is mounted completely isolates the distal end of the optical fiber from the blood vessel. This completely prevents biological material from coming into contact with the distal tip of the optical fiber, which could result in the formation of a scorch on the tip with the associated destruction of the optical fiber.

15 De afstandsstukken en het huis'werken zodanig samen, dat een optische precisie in een miniatuuromgeving wordt verkregen. De catheter is zodanig uitgevoerd, dat de distale punt van het optische huis voorwaarts kan worden ver-plaatstJtot in direkt contact met de vasculaire verstopping. Hier-20 door wordt gewaarborgd, dat er een geringe hoeveelheid of geen optisch belemmerend materiaal aanwezig zal zijn tussen het distale uiteinde van de catheter en de vasculaire verstopping, terwijl tevens wordt gewaarborgd, dat de distale punt van de catheter op de juiste wijze zal zijn gepositio-25 neerd ten opzichte van de verstopping.The spacers and housing work together to provide optical precision in a miniature environment. The catheter is configured so that the distal tip of the optical housing can be moved forward into direct contact with the vascular obstruction. This ensures that there will be a small amount or no optically obstructive material present between the distal end of the catheter and the vascular obstruction, while also ensuring that the distal tip of the catheter will be properly positioned relative to the blockage.

De catheter kan zijn uitgevoerd met· een lumen, via welke vloeistof naar de werkplek in het bloedvat kan worden gespoeld en hier kan worden weggezogen, zodat afvalmate-riaal, dat gedurende de verwijdering wordt losgemaakt, kan 30 worden afgevoerd.The catheter may be designed with a lumen through which fluid can be flushed into the blood vessel to the workplace and aspirated here so that waste material that is released during removal can be discharged.

De uitvinding verschaft een catheter, waarmede stralingsenergie in een bloedvat kan worden geleverd, zodat een gat wordt gevormd in vasculaire verstoppingen, terwijl deze verstoppingen aldus op doeltreffende wijze worden ver-35 wijderd. De catheter levert de stralingsenergie via een smis-’ sie-opening aan het distale uiteinde in een patroon, dat de kans op ongewenste beschadiging of doorboring van de wand van het bloedvat minimaliseert. Het distale uiteinde van de catheter kan nauwkeurig op de beoogde verstopping worden gericht 40 door middel van fluoroscopie, zonder dat endoscopie-waarne-The invention provides a catheter capable of delivering radiant energy into a blood vessel to form a hole in vascular plugs, thus effectively removing these plugs. The catheter delivers the radiant energy through a smear opening at the distal end in a pattern that minimizes the chance of unwanted damage or puncture of the blood vessel wall. The distal end of the catheter can be accurately aimed at the intended blockage 40 by fluoroscopy, without endoscopy observations.

^ . ' O^. "Oh

« 9 - 7 - raingssystemen nodig zijn.«9 - 7 - rating systems are required.

De catheter is zodanig uitgevoerd, dat de uit het distale uiteinde gezonden bundel een opening in een verstop-ping·vormt, die niet veel groter is dan de catheterdiameter .The catheter is configured such that the bundle sent from the distal end forms an opening in a plug that is not much larger than the catheter diameter.

5 maar voldoende groot om de catheter door te laten. De distale punt van de optische vezel is volledig geïsoleerd van biologisch materiaal. In het distale uiteinde van de catheter is een miniatuur-optisch systeem aangebracht. De catheter bezit daarbij een zeer geringe diameter.5 but sufficiently large to allow passage of the catheter. The distal tip of the optical fiber is completely isolated from biological material. A miniature optical system is mounted in the distal end of the catheter. The catheter has a very small diameter.

10 De uitvinding zal hierna nader worden toegelicht aan de hand van de tekening, waarin een uitvoeringsvoorbeeld is weergegeven.The invention will be explained in more detail below with reference to the drawing, in which an exemplary embodiment is shown.

Fig. 1 geeft een uitvoeringsvorm van de catheter volgens de uitvinding weer.Fig. 1 shows an embodiment of the catheter according to the invention.

15 Fig. 2 is een doorsnede volgens de lijn II-II uit fig. 1.FIG. 2 is a sectional view taken on the line II-II of FIG. 1.

Fig. 3 toont het distale uiteinde van de catheter, waarbij het divergerende bundelpatroon, dat door het optische huis wordt uitgezonden, is weergegeven.Fig. 3 shows the distal end of the catheter, showing the diverging beam pattern emitted from the optical housing.

20 Fig. 3A geeft schematisch het thermische profiel weer van een warmtepatroon, dat wordt opgewekt in een absorberend medium in responsie op het gecombineerde exponentieel afnemende energie- en geometrisch zich uitbreidende bundelpatroon, dat door de catheter volgens de uitvinding wordt ge- 25 leverd.FIG. 3A schematically depicts the thermal profile of a heat pattern generated in an absorbing medium in response to the combined exponentially decreasing energy and geometrically expanding beam pattern provided by the catheter of the invention.

Fig. 3B geeft grafisch een vergelijking weer van de energieverdeling volgens de uitvinding met een Gauss-energie-verdeling.Fig. 3B graphically depicts a comparison of the energy distribution according to the invention with a Gaussian energy distribution.

Fig. 4 is een optisch schema op sterk vergrote 30 schaal van een optisch stelsel volgens de uitvinding en de samenhang daarvan met het distale uiteinde van de optische vezel.Fig. 4 is a highly enlarged optical scheme of an optical system of the invention and its relationship to the distal end of the optical fiber.

Fig. 5 is een optisch schema, dat overeenkomt met fig. 3, van een andere uitvoeringsvorm van het optische stel- 35 sel.Fig. 5 is an optical scheme, corresponding to FIG. 3, of another embodiment of the optical system.

Fig. 6A en 6B zijn energieverdelingsgrafieken, die de althans nagenoeg uniforme energieverdeling in het werkgebied van de energiebundel voor het systeem volgens fig. 4 weergeven.Fig. 6A and 6B are energy distribution graphs showing the substantially uniform energy distribution in the operating range of the energy beam for the system of FIG.

40 Fig. 7A en 7B zijn energieverdelingsgrafieken, die -1 * * * v .·«, > ? - 8 - de althans nagenoeg uniforme energieverdeling in het werkgebied van de energiebundel voor het optische systeem uit fig.Fig. 40 7A and 7B are energy distribution charts, which represent -1 * * * v. · «,>? The at least substantially uniform energy distribution in the working range of the energy beam for the optical system of FIG.

5 weergeven.5.

Fig. 8 is een in doorsnede uitgevoerd zij-aanzicht 5 op sterk vergrote schaal van het distale uiteinde van de catheter met. een optisch stelsel volgens de uitvinding.Fig. 8 is a sectional side view 5 of an enlarged scale of the distal end of the catheter with. an optical system according to the invention.

Fig. 9 toont meer in detail de vezelhouder en de distale punt van de vezel uit het samenstel van fig. 8.Fig. 9 shows in more detail the fiber holder and the fiber distal tip from the assembly of FIG. 8.

Fig. 10 geeft details van de afmetingen weer van. de 10 optische vezelgeleider.Fig. 10 shows details of the dimensions of. the 10 optical fiber guide.

Fig. 11 geeft, schematisch het distale uiteinde van de catheter weer in een gedeeltelijk vernauwd bloedvat.Fig. 11 schematically depicts the distal end of the catheter in a partially constricted blood vessel.

Fig. 12 is een andere schematische weergave van het distale uiteinde van de catheter in aanraking met de vernauwing 15 in een volledig'geblokkeerd bloedvat.Fig. 12 is another schematic representation of the distal end of the catheter in contact with the constriction 15 in a fully blocked blood vessel.

Fig. 13 is een axiale doorsnede van een andere uitvoering van een optisch stelsel.Fig. 13 is an axial section of another embodiment of an optical system.

Zoals in de fig. 1 en 2 is weergegeven is de catheter gevormd uit een langgerekt flexibel lichaam 10, dat bij-20 voorbeeld door extrusie kan zijn gevormd uit een geschikt kunststof materiaal, zoals teflon (handelsnaam voor polytetra-fluorethyleen). Het lichaam 10 heeft een lumen 12, dat een optische lichtvezelgeleider 14 omsluit. Het distale uiteinde van de catheter is voorzien van een optisch huis, dat als 25 geheel met 16 is aangegeven en dat een netto-negatief optisch lensstelsel bevat. Het optische stelsel in het huis ontvangt stralingsenergie van de distale punt van de optische lichtvezelgeleider 14. De stralingsenergie wordt door het optische stelsel uitgezonden uit een emissie-opening 18 in een gecontro-30 leêrd, vooraf bepaald patroon.As shown in Figures 1 and 2, the catheter is formed from an elongated flexible body 10, which may, for example, be extrusion formed from a suitable plastic material, such as Teflon (trade name for polytetrafluoroethylene). The body 10 has a lumen 12 enclosing an optical light fiber guide 14. The distal end of the catheter includes an optical housing, which is designated 16 as a whole, and which includes a net negative optical lens system. The optical system in the housing receives radiant energy from the distal tip of the optical light fiber guide 14. The radiant energy is emitted from the emission system 18 by an optical aperture 18 in a controlled, predetermined pattern.

Het proximale uiteinde van de catheter omvat een gegoten montagestuk 20, dat op het catheterlichaam 10 is bevestigd. Vanaf het proximale uiteinde van het montagestuk 20 steekt een paar flexibele buizen 22, 24 uit. De buis 22 35 is uitgevoerd voor het opnemen van de optische lichtvezelgeleider 14, die door het montagestuk 20 verloopt. Het proximale uiteinde van de buis 22 is voorzien van een koppelstuk 26, dat is verbonden met het proximale uiteinde van de licht-geleider 14. Het koppelstuk 26 kan worden gemonteerd op de 40 bron van stralingsenergie, zoals een laser (schematisch aan- \ Λ * . * ' ’ ; * lThe proximal end of the catheter includes a molded mounting piece 20 mounted on the catheter body 10. A pair of flexible tubes 22, 24 protrude from the proximal end of the mounting piece 20. The tube 22 35 is designed to receive the optical light fiber guide 14, which passes through the mounting piece 20. The proximal end of the tube 22 is provided with a coupling piece 26, which is connected to the proximal end of the light guide 14. The coupling piece 26 can be mounted on the source of radiant energy, such as a laser (schematic connection). *. * ''; * l

: j j U: j j U

- 9 - .- 9 -.

geduid met 27) , zodat het proximaleuiteinde van de lichtgeleider 14 de stralingsenergie kan opnemen en kan geleiden naar het optische stelsel 16. De andere buis 24 staat via het montage-stuk 20 in verbinding met het lumen 12 van hét catheter-5 lichaam 10 en is bij voorkeur voorzien van een conventioneel luer-koppelstuk 28.indicated by 27), so that the proximal end of the light guide 14 can receive the radiation energy and conduct it to the optical system 16. The other tube 24 communicates via the mounting piece 20 with the lumen 12 of the catheter body 10 and is preferably provided with a conventional luer connector 28.

Het catheterlichaam is nabij het distale uiteinde voorzien van een aantal vloeistofstroomopeningen 30. De baan tussen het luer-koppelstuk 28, de buis 24, het catheterlichaam 10 10 en de openingen 30 verschaft een verbinding met het dista le gebied van het bloedvat van de patiënt, waar het distale uiteinde van de catheter is gelegen. Hierdoor wordt een baan verkregen voor vloeistoffen of gassen naar en van het distale gebied van het bloedvat, terwijl tevens op deze wijze 15 een drukmeting kan worden uitgevoerd.The catheter body is provided with a plurality of fluid flow openings 30 near the distal end. The path between the luer connector 28, the tube 24, the catheter body 10, and the openings 30 provides a connection to the distal region of the patient's blood vessel, where the distal end of the catheter is located. This provides a path for liquids or gases to and from the distal region of the blood vessel, while a pressure measurement can also be carried out in this way.

Volgens de uitvinding vormt het optische stelsel de stralingsbundel zodanig, dat de bundel niet-gefocuseerd zal zijn en zich geometrisch zal uitbreiden, bijvoorbeeld onder een hoek van ongeveer 20° met de optische bundelas 20 0-0, in een zoutoplossing, wanneer de bundel de emissie-ope- ning 18 verlaat. Fig. 3 toont schematisch bij 32 de randstra-len van de bundel, wanneer de bundel in een zoutoplossing wordt uitgezonden, terwijl fig. 3A de responsie van het materiaal op het energiepatroon van de bundel toont ten op-25 zichte van de voortplantingsafstand vanaf de emissie-opening 18. Uit fig. 3 zal duidelijk zijn, dat dankzij de geometrische uitbreiding van de bundel langs de bundelas de energiedicht-heid van de uitgezonden bundel afneemt in distale richting langs de bundelas 0-0, terwijl het dwarsdoorsnede-oppervlak van 30 de bundel toeneemt in voortplantingsrichting langs de as.Deze afname in energiedichtheid komt bij de exponentiële afname van het energieniveau, welke een direkt gevolg is van de toenemende voortplantingsafstand.According to the invention, the optical system forms the radiation beam such that the beam will be unfocused and expand geometrically, for example at an angle of about 20 ° to the optical beam axis 20 0-0, in saline when the beam is emission opening 18 exits. Fig. 3 is a schematic view at 32 of the beam's peripheral rays when the beam is emitted in saline solution, while FIG. 3A shows the response of the material to the energy pattern of the beam relative to the propagation distance from the emission. aperture 18. It will be apparent from Fig. 3 that due to the geometric extension of the beam along the beam axis, the energy density of the emitted beam decreases in the distal direction along the beam axis 0-0, while the cross-sectional area of the beam increases in the direction of propagation along the axis. This decrease in energy density comes with the exponential decrease in the energy level, which is a direct consequence of the increasing propagation distance.

Volgens de onderhavige uitvinding wordt het gebied 35 met relatief kleine diameter, dat aan de emissie-opening 18 grenst en dat in fig. 3 en 3A met een W is aangegeven, beschouwd als het werkgebied, waarin de energiedichtheid voldoende is voor het verwijderen van belemmerend biologisch materiaal. Uit fig. 3 blijkt, dat het werkgebied W relatief kort 40 is,wanneer de stralingsbundel wordt uitgezonden in een medium • V } :) 1 . - 10 -According to the present invention, the relatively small diameter region 35 adjacent to the emission port 18 and denoted by a W in FIGS. 3 and 3A is considered to be the working region in which the energy density is sufficient to remove obstructions. biological material. It can be seen from Fig. 3 that the working area W is relatively short 40 when the radiation beam is emitted in a medium • V} :) 1. - 10 -

VV

' met lage brekingsindex, zoals een heldere zoutoplossing (niet weergegeven). Wanneer de bundel in een dergelijk medium wordt uitgezonden, doet het optische stelsel de bundel divergeren onder de genoemde hoek (bijvoorbeeld 20°) , waardoor wordt ge-5 waarborgd, dat de effectieve werk-vermogensdichtheid bij voorkeur zich niet verder zal uitstrekken dan een mm of twee voorbij de emissie-opening 18. Wanneer de emissie-opening dicht genoeg bij biologisch materiaal wordt gebracht (bijvoorbeeld een thrombus, plaque, bloed), zodat dit laatste 10 zich in. het werkgebied W bevindt, zal de bundel inwerken op het biologische materiaal, dat zich in het werkgebied bevindt (d.w.z. verwijderen door een thermische, eroderende of andere werking).with low refractive index, such as clear saline (not shown). When the beam is emitted in such a medium, the optical system causes the beam to diverge at the said angle (eg 20 °), thereby ensuring that the effective working power density will preferably not extend further than one mm or two past the emission opening 18. When the emission opening is brought close enough to biological material (eg a thrombus, plaque, blood) so that the latter is contained. the working area W, the beam will act on the biological material, which is in the working area (i.e. removing by thermal, eroding or other action).

Uit het thermische profiel volgens fig. 3A blijkt, 15 dat de uitvinding een exponentieel afnemendenergieprofiel combineert met een geometrisch zich uitbreidend bundelpatroon, hetgeen een grotere afname van de energiedichtheid langs de optische as 0-0 waarborgt dan zou worden bereikt bij een convergerend of een gericht bundelpatroon. Het thermische profiel 20 in een absorberend medium is in fig. 3A aangegeven door iso-thermische lijnen 33, 34 resp. 35. Het gearceerde gebied binnen de eerste isothermische lijn 33 is de thermische responsie binnen het werkgebied W. Binnen dat gebied dient de energiedichtheid, uitgedrukt in Joules per cm3 ruimtelijk volume, 25 bij voorkeur 3000 J/cm3 te overschrijden, zodat het biologische materiaal in het werkgebied zal worden verwijderd (door erosie, enz.). Tussen de eerste en tweede isothermische lijn 33 resp. 34 neemt de energiedichtheid .af tot een bereik tussen 3000 en 272 J/cm3, waarin de temperatuur van het biologi-30 sche materiaal ongeveer 100° C zal zijn. Buiten de derde isothermische lijn 35 zal de temperatuur van het biologische materiaal lager zijn dan 50°C. Een temperatuur van 50°C of hoger zal een onomkeerbare proteïne-denaturisatie veroorzaken. Wanneer de temperatuur beneden 50ÖC is, is de cel-trauma in 35 het algemeen onbelangrijk en omkeerbaar.The thermal profile of Figure 3A shows that the invention combines an exponential decay energy profile with a geometrically expanding beam pattern, which ensures a greater decrease in energy density along the optical axis 0-0 than would be achieved with a converging or directional beam pattern. The thermal profile 20 in an absorbent medium is indicated in Fig. 3A by iso-thermal lines 33, 34 and 4, respectively. 35. The shaded area within the first isothermal line 33 is the thermal response within the working area W. Within that area, the energy density, expressed in Joules per cm3 of spatial volume, should preferably exceed 3000 J / cm3, so that the biological material in the work area will be removed (by erosion, etc.). Between the first and second isothermal line 33, respectively. 34, the energy density decreases to a range between 3000 and 272 J / cm3, in which the temperature of the biological material will be about 100 ° C. Outside the third isothermal line 35, the temperature of the biological material will be less than 50 ° C. A temperature of 50 ° C or higher will cause irreversible protein denaturization. When the temperature is below 50 ° C, cell trauma is generally insignificant and reversible.

Binnen het werkgebied W heeft de uitgangsbundel een althans nagenoeg uniforme energieverdeling als functie van de verplaatsing vanaf de bundelas 0-0. Bij wijze van voorbeeld wordt opgemerkt, dat de bundel meer dan 50% straling voor 40 radiale afstanden tot ongeveer 70% van de 1/e2 bundelstraal, *« Η ·\ — f .Within the working area W, the output beam has an at least substantially uniform energy distribution as a function of the displacement from the beam axis 0-0. By way of example, it is noted that the beam has more than 50% radiation for 40 radial distances to about 70% of the 1 / e2 beam beam, * f.

sr “w “ j ft * : * - 11 - '·- zoals in de kromme A in fig. 3B is weergegeven. Voorbeelden van een dergelijk stralingsprofiel zijn in de fig. & en 7 afgebeeld. Indien de energieverdeling van de bundel niet-uniform zou zijn, bijvoorbeeld volgens Gauss, zou het 50% stra-5 lingspunt zijn gelegen op 58% van de 1/e2 straal, zoals is aangegeven in de kromme B in fig. 3B.sr "w" j ft *: * - 11 - '· - as shown in curve A in fig. 3B. Examples of such a radiation profile are shown in Figures & & 7. If the energy distribution of the beam were non-uniform, for example, according to Gauss, the 50% radiation point would be at 58% of the 1 / e2 beam, as indicated in curve B in Fig. 3B.

Zoals hierboven is opgemerkt, kan de axiale lengte van het werkgebied W enigszins variëren in afhankelijkheid van de brekingsindex van het medium in het werkgebied (bijvoor-10 beeld een zoutoplossing), waarin de straling wordt uitgezonden, voordat het bij het biologische materiaal komt. Een bovengrens voor de lengteWis op een vooraf bepaalde waarde gekozen, welke de kans, dat de energiebundel zodanig wordt geprojecteerd, dat een ernstige beschadiging van het biologische 15 materiaal, dat voorbij het doel ligt, optreedt, wordt verkleind, d.w.z. meer dan 1 tot 2 mm verder, teneinde de kans op beschadiging van een arterie of ander bloedvat te minimaliseren. Bijvoorbeeld voor een catheter met een diameter van 1 tot 1,5 mm, bestemd voor toepassing in arteriën met kleine 20 diameter, zoals coronaire arteriën, lijkt een maximum lengte voor het werkgebied W in de orde van 1,5 mm gewenst.As noted above, the axial length of the working region W may vary slightly depending on the refractive index of the medium in the working region (eg, a saline solution) in which the radiation is emitted before it reaches the biological material. An upper limit for the length has been chosen to a predetermined value, which reduces the probability that the energy beam is projected such that severe damage to the biological material beyond the target occurs, ie more than 1 to 2 mm further, in order to minimize the risk of damage to an artery or other blood vessel. For example, for a catheter with a diameter of 1 to 1.5 mm, intended for use in small diameter arteries, such as coronary arteries, a maximum length for the working area W on the order of 1.5 mm seems desirable.

In een denkbeeldig vlak dwars op de optische as 0-0 ongeveer 1,5 mm voor de emissie-opening 18 is een energie-dichtheid van de uitgezonden bundel althans nagenoeg uniform 25 verdeeld over een denkbeeldige cirkel, waarvan de diameter groter is dan die van de catheter 10. De energiedichtheid aan de proximale zijde en binnen deze cirkel is geschikt voor het verwijderen van biologisch materiaal, teneinde een gat te vormen, via welke de catheter kan worden voortgeschoven. Pul-30 sen van een argonbron, die worden geleverd met 25 W/s, een werkcyclus van 25% in een bundeldiameter van 1 mm door een zoutoplossing zullen bijvoorbeeld ongeveer 0,25 mm diepte verwijderen van een niet-kalkhoudende plaque per puls over de bundeldiameter. Wanneer de bundel de verstopping perforeert 35 of op andere wijze distaai voorbij de verstopping passeert en de vloeistof voorbij het gat transparant is (bijvoorbeeld een zoutoplossing), zal de energiedichtheid, die meer dan 1,5 mm voorbij de verstopping zich voorplant, te laag zijn om verder verwijderd materiaal te verdampen, zoals de wand van een 40 bloedvat.In an imaginary plane transverse to the optical axis 0-0 about 1.5 mm in front of the emission opening 18, an energy density of the emitted beam is distributed at least substantially uniformly over an imaginary circle, the diameter of which is greater than that of the catheter 10. The energy density on the proximal side and within this circle is suitable for removing biological material to form a hole through which the catheter can be advanced. For example, pulses from an argon source, supplied with 25 W / s, a 25% duty cycle in a 1 mm beam diameter through saline will remove approximately 0.25 mm depth from a non-calcareous plaque per pulse over the beam diameter. When the bundle perforates the blockage or otherwise passes distai past the blockage and the liquid is transparent beyond the hole (for example, a saline solution), the energy density propagating more than 1.5mm past the blockage will be too low to evaporate further removed material, such as the wall of a blood vessel.

'* - 12 -'* - 12 -

De. fig. 11 en 12 illustreren schematisch de wijze, waarop de catheter bij vasculaire belemmeringen wordt gebracht. Zoals blijkt uit fig. 11, bezit het bloedvat V een lumen L, dat gedeeltelijk is verstopt door een vernauwing S. De cathe-5 ter wordt door het vasculaire stelsel van de patiënt vooruit geschoven, zodat de distale punt.van het optische stelsel 16 dirëkt tegen de vernauwing S wordt geplaatst. Fig. 12 toont een vergroot detail van de distale punt van het optische stelsel 1.6, dat tegen een volledig blokkerende vernauwing of 10 stenose S binnen het lumen L van een bloedvat ligt. Volgens de uitvinding zal stralingsenergie, die door de emissie-opening.The. Figures 11 and 12 schematically illustrate the manner in which the catheter is introduced in vascular obstructions. As shown in Figure 11, the blood vessel V has a lumen L partially obstructed by a narrowing S. The catheter is advanced through the patient's vascular system so that the distal tip of the optical system 16 is placed directly against the constriction S. Fig. 12 shows an enlarged detail of the distal tip of the optical system 1.6, which lies against a completely blocking narrowing or stenosis S within the lumen L of a blood vessel. According to the invention, radiant energy passing through the emission aperture.

18 aan de distale punt van het optische stelsel wordt uitgezonden, het vernauwingsmateriaal S door erosie of op andere wijze verwijderen. Wanneer de catheter door het bloedvat V 15 wordt vooruit geschoven en stralingsenergie wordt geleverd, bij voorkeur als pulsen met een geschikt piekvermogen, zullen afzonderlijke lagen van het vernauwingsmateriaal worden verwijderd, teneinde uiteindelijk een tunnel door het vernauwings-materiaal S te vormen. Het opnieuw gekanaliseerde lumen, dat 20 door de tunnel wordt gevormd, is schematisch met een streep-lijnL' in fig. 12 aangeduid. De aldus gevormde tunnel L' is iets groter in diameter dan de diameter van de catheter 10, zodat het verplaatsen van de catheter door het bloedvat wordt vergemakkelijkt.18 is emitted at the distal tip of the optical system, removing the narrowing material S by erosion or otherwise. When the catheter is advanced through the blood vessel V15 and radiation energy is supplied, preferably as pulses with an appropriate peak power, separate layers of the constriction material will be removed to eventually tunnel through the constriction material S. The recanalized lumen formed by the tunnel is schematically indicated by a dashed line L 'in Figure 12. The tunnel L 'thus formed is slightly larger in diameter than the diameter of the catheter 10, so that displacement of the catheter through the blood vessel is facilitated.

25 De toestand volgens fig. 11, waarbij de stenose het lumen L van het bloedvat V niet geheel blokkeert, laat toe dat-een deel van de stralingsenergie door de opening in de stenose passeert, en wordt gericht naar een distaai deel van het binnenoppervlak van de wand van het bloedvat. Hoewel 3.0 het niet erg waarschijnlijk zou zijn, dat dit gebeurt indien het gebied aan de distale zijde van de catheterpunt is gevuld met een relatief ondoorschijnende, stralingsenergie absorberende vloeistof, kan het stelsel ook worden toegepast met een zoutoplossing-spoeltechniek, waarbij een deel van het gebied 35 van het lumen aan de distale zijde van de catheterpunt kan zijn gevuld met een helderder zoutoplossing, waardoor de transmissie van de stralingsenergie mogelijk is. Onder omstandigheden, zoals in het geval dat een distaai deel van het bloed vat V gekromd is op de in fig. 11 aangegeven wijze, minimali-40 seert de uitvinding het risico, dat stralingsenergie, dat een P ' '· '* ' > 'j - 13 - * distaai deel van de wand van het bloedvat kan treffen, deze wand zou perforeren.The condition of Figure 11, in which the stenosis does not completely block the lumen L of the blood vessel V, allows some of the radiant energy to pass through the opening in the stenosis, and is directed to a distal part of the inner surface of the wall of the blood vessel. Although 3.0 would not be very likely to occur if the region on the distal side of the catheter tip is filled with a relatively opaque radiant energy absorbing liquid, the system may also be used with a saline flush technique, whereby part of the region 35 of the lumen on the distal side of the catheter tip may be filled with a brighter saline solution, allowing transmission of the radiant energy. Under circumstances, such as in the case where a distal portion of the blood vessel V is curved in the manner shown in Figure 11, the invention minimizes the risk of radiant energy, that a P '' * ''> ' j - 13 - * may strike a distal part of the blood vessel wall, this wall would perforate.

In de fig. 4 en 5 zijn twee uitvoeringsvormen van het optische stelsel 16 afgeheeld. Volgens fig. 4 is het 5 licht-uitgangseinde 36 van de optische vezelgeleider 14 gekoppeld met achtereenvolgens een sferische lens 38, een eerste plano-concave lens 40 en een tweede plano-concave lens 42.In Figs. 4 and 5, two embodiments of the optical system 16 are shown. According to FIG. 4, the light output end 36 of the optical fiber guide 14 is coupled successively to a spherical lens 38, a first plano-concave lens 40, and a second plano-concave lens 42.

De tussenafstanden tussen de onderdelen en de dikten van de onderdelen langs de optische as 0-0 van het stelsel zijn in 10 de tekening met d^ tot dg aangeduid. Ontwerpparameters voor het optische stelsel uit fig. 4 zijn in de hierna volgende tabel I opgenomen.The distances between the parts and the thicknesses of the parts along the optical axis 0-0 of the system are indicated in the drawing by d1 to dg. Design parameters for the optical system of Fig. 4 are included in Table I below.

Tabel I. Ontwerp-parameters voor het optische stelsel uit 15 fig. 4.Table I. Design parameters for the optical system of Figure 4.

optische vezel tussenafstanden en dikten van de onderdelen d.j 0.3574mm 20 numerieke opening = 0.3 dg = 1.0Omm uitgangsdiameter = 0.1 mm dg = 1.00mm S.S. (althans nagenoeg uniforme 25 verdelingskarakteristiek) d^ = 1.0 Omm d_ = 1.00mm 5 d- =1.0 Omm 6 totale lengte = 5.3574mm 30 lenstype materiaal n(530nm) kromtestraal 38 sferisch BK-7 1.5200 r^ =0.5 mm 40 plano-concaaf BK-7 1.5200 r^ = 1.156 mm 42 plano-concaaf Coming 7740 1.477 r^ = 0.867 mm 35 lenstype dikte 38 sferisch dg 40 plano-concaaf d^ 42 plano-concaaf dg ~ '· · ' ) ‘ * - 14 -optical fiber spacing and thickness of the parts d.j 0.3574mm 20 numerical opening = 0.3 dg = 1.0Omm output diameter = 0.1 mm dg = 1.00mm S.S. (at least substantially uniform distribution characteristic) d ^ = 1.0 Omm d_ = 1.00mm 5 d- = 1.0 Omm 6 total length = 5.3574mm 30 lens type material n (530nm) radius of curvature 38 spherical BK-7 1.5200 r ^ = 0.5 mm 40 plano- concave BK-7 1.5200 r ^ = 1.156 mm 42 plano-concave Coming 7740 1.477 r ^ = 0.867 mm 35 lens type thickness 38 spherical dg 40 plano-concave d ^ 42 plano-concave dg ~ '· ·') '* - 14 -

Het werkzame gedeelte van de straling van het stelsel uit fig. 4 is gelegen binnen het gebied W, dat zich ongeveer 1,5 mm uitstrekt vanaf het concave oppervlak 44 van de uitgangslens 42, welk gebied in de tekening wordt begrensd 5 door een dwars vlak 46. Voorts zijn in fig. 4 stralen 50 getekend uit de onderste helft (onder de optische as 0-0 zoals gezien in de fig.) van het licht-uitgangsuiteinde 36 van de optische vezelgeleider 14 naar het grensvlak 46 voor een golflengte van 530 nm. Om de gehele straalverdeling te zien 10 bij het grensvlak kan een spiegelbeeld van de getekende stralen ten opzichte van de optische as worden getekend. Het diafragma van de opening ligt vast aan de achterzijde van de sferische lens 38 terwille van het tekenen van de stralen.The active portion of the radiation of the system of Fig. 4 is located within the region W, which extends approximately 1.5 mm from the concave surface 44 of the output lens 42, which region in the drawing is bounded by a transverse plane 46. Furthermore, in Figure 4, rays 50 are drawn from the lower half (under the optical axis 0-0 as seen in the Figure) from the light output end 36 of the optical fiber guide 14 to the interface 46 for a wavelength of 530 nm. To see the entire beam distribution at the interface, a mirror image of the drawn rays relative to the optical axis can be drawn. The aperture of the aperture is fixed to the rear of the spherical lens 38 for the purpose of drawing the rays.

De voor het tekenen van de stralen gevolgde methode, 15 die is gebruikt bij het opstellen van fig. 4, ging uit van de veronderstelling dat de optische vezel 14 zich gedraagt als een bron met uniforme energieverdeling., om bij benadering de energieverdeling in het grensvlak 46 te vinden. De bovenste helft van de optische "vezelpunt 36 (0,05 mm in lengte) 20 werd eerst verdeeld in 200 puntbronnen. Vijf stralen van. elke puntbron (1000 in totaal), die de numeri.eke opening van 0,3 overbruggen, werden getekend door het optische stelsel 20 tot het grensvlak 46. De afstand tussen de optische as 0-0 en de buitenste afmeting (0,75 ram vanaf de optische as) van het lens-25 stelsel van de optische vezelgeleider bij het grensvlak werd verdeeld in twaalf gelijke compartimenten voor het verzamelen van de getekende stralen. Het aantal stralen, dat aankwam in elk van deze twaalf compartimenten en dat de bundelintensiteit aangeeft, is in een histogram in de fig. 6A en 6B getekend 30 voor respectievelijk de golflengten 530 en 330 nm. Indien wordt aangenomen, dat elke straal de zelfde hoeveelheid energie bevat, geven de histogrammen uit de fig. 6A en 6B de energieverdeling in het grensvlak 46 voor het optische stelsel uit fig. 4 weer. Uit fig. 6 blijkt, dat dit stelsel bij be-35 nadering een vlek met een diameter van 1,5 mm vormt met een althans nagenoeg uniforme energieverdeling in dwarsdoorsnede in het grensvlak 46 op een afstand van 1,5 mm van het concave oppervlak 44 van de uitgangslens 42. Fig, 6A is een energie-verdelingsgrafiek in het grensvlak voor licht met een golf-40 lengte van 530 nm. De zelfde grafiek voor stralingsenergieThe method of drawing the beams, 15 used in the arrangement of Fig. 4, was based on the assumption that the optical fiber 14 behaves as a source of uniform energy distribution, to approximate the energy distribution in the interface 46. The top half of the optical fiber tip 36 (0.05 mm in length) 20 was first divided into 200 point sources. Five beams from each point source (1000 in total), bridging the numerical aperture of 0.3, were drawn by the optical system 20 to the interface 46. The distance between the optical axis 0-0 and the outer dimension (0.75 ram from the optical axis) of the optical fiber guide lens system 25 at the interface was divided into twelve equal compartments for collecting the drawn rays The number of rays arriving in each of these twelve compartments and indicating the beam intensity is shown in a histogram in Figures 6A and 6B for the wavelengths 530 and 330 nm, respectively Assuming that each beam contains the same amount of energy, the histograms of Figures 6A and 6B represent the energy distribution in the interface 46 for the optical system of Figure 4. Figure 6 shows that this system is be-35 closer ng forms a spot with a diameter of 1.5 mm with an at least substantially uniform cross-sectional energy distribution in the interface 46 at a distance of 1.5 mm from the concave surface 44 of the output lens 42. Fig. 6A is an energy distribution graph in the interface for light with a wave-40 length of 530 nm. The same graph for radiant energy

. V . . : 'J U. V. . : 'J U

- 15 - .- 15 -.

bij 330 nm is in fig. 6B weergegeven.at 330 nm is shown in Figure 6B.

Pig. 5 toont een andere uitvoeringsvorm van het optische stelsel 16, .waarbij de sferische lens 38 wordt.gevolgd door een enkele bi-concave lens 48. Voor het overige komt 5 het stelsel uit fig. 5 overeen met het stelsel uit fig. 4.Pig. 5 shows another embodiment of the optical system 16, the spherical lens 38 being followed by a single bi-concave lens 48. Otherwise, the system of FIG. 5 corresponds to the system of FIG. 4.

De ontwerp-parameters voor het stelsel uit fig. 5 zijn in de hierna volgende tabel II opgenomen.The design parameters for the system of Figure 5 are included in Table II below.

Tabel II. Ontwerp-parameters voor het optische stelsel uit fig. 5.Table II. Design parameters for the optical system of Figure 5.

10 optische vezel lens-tussenafstanden en -dikten numerieke opening =0.3 d^ = 0.31mm uitgangsdiameter = 0.1 mm d^ - 1.00mm althans nagenoeg uniforme . d^ = 3.19mm 15 verdelingskarakteristiek d4 = 1.0Omm totale lengte = 5.50 mm lenstype materiaal n(530 nm) kromtestraal 38 sferisch BK-7 1.5200 r^ = 0.5 mm 20 48 bi-concaaf Corning 7740 1 .477 r21= ^’092 111111 r^^ 1.158 ma lenstype dikte 38 sferisch ^2 48 bi-concaaf d4 25 De energieverdeling in het grensvlak 46 voor de uitvoeringsvorm van fig. 5 is in de fig. 7A en 7B afgebeeld voor respectievelijk de golflengten 530 en 330 nm. De stelsels volgens de fig. 4 en 5 zullen in het bijzonder goed werken voor golflengten in het gebied van 330 tot 530 nm, doch- zijn 30 niet tot dit gebied beperkt.10 optical fiber lens spacing and thickness numerical aperture = 0.3 d ^ = 0.31mm output diameter = 0.1 mm d ^ - 1.00mm at least nearly uniform. d ^ = 3.19mm 15 distribution characteristic d4 = 1.0Omm total length = 5.50 mm lens type material n (530 nm) radius of curvature 38 spherical BK-7 1.5200 r ^ = 0.5 mm 20 48 bi-concave Corning 7740 1,477 r21 = ^ '092 111111 r ^ ^ 1,158 lens type thickness 38 spherical ^ 2 48 bi-concave d4. The energy distribution in the interface 46 for the embodiment of FIG. 5 is shown in FIGS. 7A and 7B for the wavelengths 530 and 330 nm, respectively. The systems of Figures 4 and 5 will work particularly well for wavelengths in the range from 330 to 530 nm, but are not limited to this range.

Zoals uit de afmetingen in de tabellen I en II blijkt, is het optische stelsel 16 een miniatuurstelsel. Het stelsel uit fig. 4 heeft een totale lengte van 5,36 mm, dat van fig. 5 heeft een lengte van 5,50 mm. Elk stelsel heeft 35 te zamen met het huis voor de lenzen een diameter van slechts 1,5 mm.As shown in the dimensions in Tables I and II, the optical system 16 is a miniature system. The system of Fig. 4 has a total length of 5.36 mm, that of Fig. 5 has a length of 5.50 mm. Each system, together with the housing for the lenses, has a diameter of only 1.5 mm.

In de fig. 8-10 is een optisch samenstel 16 afgebeeld, waarmede de lensonderdelen 38, 40 en 42 gemakkelijk * ν - 16 - met de vereiste ruimtelijke en positionele nauwkeurigheid kunnen worden gemonteerd. Een glazen buis 51 omgeeft nauwpassend de optische elementen, die in de buis van elkaar zijn gescheiden door buisvormige afstandsstukken 52, 54 en 56. Een 5 houder 58 voor de optische vezelgeleider 14 is in het ene uiteinde van de buis 5.1 bevestigd en wordt gevolgd door het eerste afstandsstuk 52, dat de sferische lens 38 op de vereiste afstand van het openingsoppervlak 36 van de optische vezellichtgeleider 14 houdt. Het volgende afstandsstuk 54 10 bepaalt de tussenafstand tussen de sferische lens 38 en de tussenliggende plano-concave lens 40. Het laatste afstandsstuk 56 bepaalt de tussenafstand tussen de tussenliggende lens en de uitgangslens 42.In Figs. 8-10, an optical assembly 16 is shown, with which the lens parts 38, 40 and 42 can be easily mounted with the required spatial and positional accuracy. A glass tube 51 closely surrounds the optical elements separated in the tube by tubular spacers 52, 54 and 56. A holder 58 for the optical fiber guide 14 is mounted in one end of the tube 5.1 and is followed by the first spacer 52, which maintains the spherical lens 38 at the required distance from the opening surface 36 of the fiber optic light guide 14. The next spacer 54 determines the spacing between the spherical lens 38 and the intermediate plano-concave lens 40. The last spacer 56 determines the spacing between the intermediate lens and the output lens 42.

Teneinde te waarborgen dat het distale uiteinde 15 van de optische vezelgeleider 14 in een nauwkeurige positie is gelegen en gericht ten opzichte van het optische stelsel 16 omvat.de koppeling hiervan met het optische stelsel 16 een bijzonder nauwkeurige houder 58. De houder 58’ kan zijn vervaardigd uit glas, keramisch of ander materiaal, 20 dat met een hoge mate van nauwkeurigheid kan worden vervaardigd. De optische lichtgeleider 14 wordt op de in fig. 9 weergegeven wijze voorbewerkt, waarbij het distale gedeelte van de bekleding 61 is verwijderd. De houder 58 bezit een nauwkeurig gevormde axiale boring, die twee secties omvat, 25 te weten een proximaal segment 60 met grotere diameter en een distaai segment 63 met kleinere diameter. De boring 60, 63 neemt de beklede vezel van de lichtgeleider 14 op. Om de optische vezel voor bevestiging in de houder 58 geschikt te maken, is de kunststof bekleding 61, die gewoonlijk de op-30 tische vezel omgeeft en beschermt, verwijderd over een zodanige lengte, dat het uitstekende gedeelte 65 (zie fig. 9) van de vezelgeleider door het distale gedeelte 63 met kleinere diameter van de boring in de houder kan verlopen. Bij het verwijderen van de bekleding 60 moet zorgvuldig te werk 35 worden gegaan.om de reflecterende bekledingslaag 67 om de kern van de geleidende vezel 14 niet te beschadigen. Het ontblote uiteinde van de vezel wordt in de houder gestoken, zodat het uitstekende gedeelte 65 van de vezel zich uitstrekt in de boring 63 met kleinere diameter, terwijl het 40 proximale deel, dat de bekleding 61 nog heeft, zich binnen .-17- ; / het gedeelte 60 met grotere diameter van de axiale boring in de houder 58 bevindt. Het uiteinde van de optische vezel, dat voorbij het oppervlak 62 van de houder 58 uitsteekt, kan glad worden afgewerkt met het oppervlak 62 van de houder 58. De 5 beschreven uitvoering dient ertoe het openingsuiteinde 36 van de vezel gelijk te houden met het distale eindoppervlak 62 van de houder 58, waartegen het eerste buisvormige afstands-stuk 52 aanligt. De beschreven inrichting bepaalt op nauwkeurige wijze de tussenafstand tussen het openingsuiteinde 10 36 van de lichtgeleider 14 en de sferische lens 38. De stijfheid en nauwkeurigheid, waarmede de houder 58 kan worden vervaardigd, waarborgt tevens een nauwkeurig in lijn liggen en positioneren van de vezel langs de optische as van het stelsel. De optische lichtgeleider 14 kan in de houder 58 worden 15 vastgehouden met een epoxy-kit.In order to ensure that the distal end 15 of the optical fiber guide 14 is in a precise position and directed relative to the optical system 16. its coupling to the optical system 16 comprises a particularly accurate holder 58. The holder 58 'may be made of glass, ceramic or other material, 20 which can be manufactured with a high degree of accuracy. The optical light guide 14 is preprocessed in the manner shown in FIG. 9 with the distal portion of the coating 61 removed. The holder 58 has a precisely shaped axial bore which includes two sections, namely a larger diameter proximal segment 60 and a smaller diameter distal segment 63. The bore 60, 63 receives the coated fiber from the light guide 14. In order to make the optical fiber suitable for mounting in the holder 58, the plastic coating 61, which usually surrounds and protects the optical fiber, has been removed over such a length that the protruding portion 65 (see FIG. 9) the fiber guide may pass through the smaller diameter distal portion 63 of the bore in the container. When removing the coating 60, care must be taken to ensure that the reflective coating layer 67 does not damage the core of the conductive fiber 14. The bare end of the fiber is inserted into the holder so that the protruding portion 65 of the fiber extends into the bore 63 of smaller diameter, while the proximal portion, which still has the liner 61, is inside. / the larger diameter portion 60 of the axial bore is located in the holder 58. The end of the optical fiber, which extends beyond the surface 62 of the holder 58, can be smoothly finished with the surface 62 of the holder 58. The embodiment described serves to keep the opening end 36 of the fiber flush with the distal end surface. 62 of the holder 58 against which the first tubular spacer 52 abuts. The described apparatus accurately determines the spacing between the opening end 36 of the light guide 14 and the spherical lens 38. The rigidity and accuracy with which the holder 58 can be manufactured also ensures accurate alignment and positioning of the fiber along the optical axis of the galaxy. The optical light guide 14 can be held in the holder 58 with an epoxy kit.

De afstandsstukken kunnen zijn vervaardigd uit een dunwandige buis (bijvoorbeeld een dunwandige buis met een buitendiameter van 0,040 inch en een wanddikte van 0,005 inch), welke geen vignetteren zal veroorzaken. Voor een op-20 timaal ondoordringbaar, axiaal stralingdoorlatend gedrag verdient een materiaal,zoals tantaal,de voorkeur als materiaal voor de afstandsstukken.The spacers may be made of a thin-walled tube (for example, a thin-walled tube with an outer diameter of 0.040 inch and a wall thickness of 0.005 inch), which will not cause vignetting. For an opaque, axially radiative transmissive behavior, a material such as tantalum is preferred as the spacer material.

Het catheterlichaam 10 wordt over het smallere achtereinde 64 van de houder 58 geplaatst op een korte afstand 25 van de schouder 68 tussen de twee delen van de houder. De glazen buis 51 wordt over de schouder 68 gebogen door het uiteinde 65 van het glas over de schouder te smelten. Een op-vulstuk 66, dat uit een kunststof, zoals teflon kan zijn vervaardigd, vult de ringvormige ruimte tussen het catheter-30 lichaam 10 en het tegenover liggende uiteinde 65 van de glazen buis 51 op. De buitendiameter van het gehele samenstel van het catheterlichaam 10 tot de glazen buis 51 is althans nagenoeg het zelfde, zodat een glad gelijkmatig oppervlak over de gehele lengte van de catheter wordt verkregen, zo-35 als in fig. 1 is weergegeven.The catheter body 10 is placed over the narrower rear end 64 of the holder 58 at a short distance from the shoulder 68 between the two parts of the holder. The glass tube 51 is bent over the shoulder 68 by melting the end 65 of the glass over the shoulder. A shim 66, which may be made of a plastic such as Teflon, fills the annular space between the catheter body 10 and the opposite end 65 of the glass tube 51. The outer diameter of the entire assembly from the catheter body 10 to the glass tube 51 is at least substantially the same, so that a smooth, uniform surface is obtained along the entire length of the catheter, as shown in Fig. 1.

Het concave oppervlak 44 van de uitgangslens 42 wordt gevormd, nadat de montage van de houder 64, de lensonderdelen 38, 40, 42 en afstandsstukken 52, 54, 56 in de glazen buis 51 is voltooid. Pyrex brand glas nr. 7740 wordt 40 gekozen als materiaal voor de uitgangslens 42 en de glazen -18- buis 51. De uitgangslens 42 begint als een glasstaaf. van 1,5 mm lang· en een buitendiameter van 1,0 mm, waarbij het uiteinde, dat na de montage aan de binnenzijde zal zijn gelegen, vlak is gepolijst. Na montage in de glazen buis 51 5 wordt de uitgangslens 42 aan de glazen buis gesmolten, waarbij Pyrex brand glas de voorkeur verdient, omdat het een lagere verwekingstemperatuur heeft dan andere geschikte optische glasmaterialen. Dergelijke andere materialen .kunnen worden gebruikt voor de inwendige lenscomponenten 38 en 40. Na het 10 smelten,owordt het concave uitgangslensoppervlak 44 gevormd, waarbij de uitgangseindrand 55 van de glazen buis wordt afgerond, zodat deze geleidelijk overgaat in de omtrek van het concave oppervlak.The concave surface 44 of the output lens 42 is formed after the mounting of the holder 64, the lens parts 38, 40, 42 and spacers 52, 54, 56 in the glass tube 51 is completed. Pyrex brand glass No. 7740 40 is chosen as the material for the exit lens 42 and the glass tube 51. The exit lens 42 starts as a glass rod. 1.5 mm in length and 1.0 mm in outer diameter, with the end, which will be located on the inside after assembly, being polished flat. After mounting in the glass tube 51, the output lens 42 is melted to the glass tube, Pyrex brand glass being preferred because it has a lower softening temperature than other suitable optical glass materials. Such other materials can be used for the internal lens components 38 and 40. After melting, the concave exit lens surface 44 is formed, the exit end edge 55 of the glass tube being rounded so that it gradually merges into the periphery of the concave surface.

In fig. 13 is een optisch stelsel afgebeeld, dat 15 is voorzien van een enkel netto-negatief lenselement 142 aan het uitgangsuiteinde 55 van de glazen buis 51, dat op nauwkeurige wijze is gescheiden van het nabij gelegen dwars-oppervlak 62 van de lichtgeleiderhouder 38 door een ondoorlatend,.· voor straling doorlatend afstandsstuk 154. Bij voor-20 keur breidt de lens de lichtbundel 14', die afkomstig is van de lichtgeleider 14, uit tot een bundel 14'1, die uittreedt uit de lens onder een hoek van ongeveer 20° met de optische as 0-0. De bundel-vermogensparameters worden zodanig ingesteld, dat in het werkgebied W·tussen het concave 25 uitgangsoppervlak 144 en het nabij gelegen dwarsvlak 46 de stralingsenergie de vereiste dichtheid heeft en althans nagenoeg uniform is verdeeld ter verkrijging van de weefselver-wijdering volgens de uitvinding.In Fig. 13, an optical system is shown which includes a single net negative lens element 142 at the exit end 55 of the glass tube 51 which is accurately separated from the adjacent transverse surface 62 of the light guide holder 38 by an impermeable radiation-transmissive spacer 154. Preferably, the lens expands the light beam 14 'emanating from the light guide 14 to a beam 14'1 emerging from the lens at an angle of about 20 ° with the optical axis 0-0. The beam power parameters are adjusted such that in the working region W between the concave exit surface 144 and the adjacent transverse plane 46, the radiant energy has the required density and is distributed substantially uniformly to provide the tissue removal of the invention.

De apertuur van de lensopening 44, 144 is bij de 30 onderhavige uitvinding nagenoeg gelijk aan de volle buitendiameter van de ondersteunende omhulling, te weten de buis 51, teneinde een zich uitbreidende bundel, die juist onder de huisdiameter ligt van het huis 51, zodat het huis in het gat, dat wordt gevormd, kan worden vooruit geschoven, terwijl 35 tevens de energie, die via het optische miniatuurstelsel 16 wordt geleverd, maximaal wordt.The aperture of the aperture 44, 144 in the present invention is substantially equal to the full outer diameter of the support enclosure, namely the tube 51, to form an expanding bundle just below the housing diameter of the housing 51, so that it housing in the hole being formed can be advanced while also maximizing the energy supplied through the miniature optical system 16.

Uit het voorgaande zal duidelijk zijn, dat de uitvinding een catheter verschaft, die geschikt is voor het overbrengen en afleveren van stralingsenergie, waarmede bio-40 logisch materiaal, zoals een vasculaire verstopping, kan wor- „ .·' i s - 19 - ' - den weggeëtst of geërodeerd. De uitvinding kan wordentoegepast met stralingsenergie in het zichtbare, infrarood,ultraviolet en ver-ultraviolet (200 nm) bereik. Het catheterstelsel volgens de uitvinding maakt het afleveren van stralingsenergie 5 mogelijk op een wijze, waarbij het risico van wandperforatie in het vat wordt vermeden,From the foregoing, it will be apparent that the invention provides a catheter suitable for transmitting and delivering radiant energy capable of generating biological material such as vascular occlusion. etched or eroded. The invention can be applied with radiant energy in the visible, infrared, ultraviolet and far ultraviolet (200 nm) range. The catheter system according to the invention enables the delivery of radiant energy 5 in a manner, avoiding the risk of wall perforation in the vessel,

De uitvinding is niet beperkt tot het in het voorgaande beschreven uitvoeringsvoorbeeld, dat binnen het kadér der uitvinding op verschillende manieren kan worden 10 gevarieerd.The invention is not limited to the above-described embodiment, which can be varied in various ways within the scope of the invention.

c.c.

VV

Claims

1. A method of removing successive layers of a biological material to form a hole through the material using radiant energy, characterized in that a beam of radiant energy propagates along a beam axis, is provided which beam has an in-axis working region in which the energy density is sufficient for removal, the energy density being controlled such that the portion of the beam propagating in distal direction beyond the working region is insufficient in energy density has to cause material removal, whereby the working area of the beam is brought to the biological material and the bundle is advanced into the biological material to form the hole.

2. A method according to claim 1, characterized in that the beam is formed such that the beam has a pattern in which the radiation from the shaft diverges as it propagates along the axis beyond the working area.

Method according to claim 1 or 2, characterized in that the beam is formed in such a way that it has a substantially uniform energy distribution around the axis.

4. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the beam of radiant energy is supplied from an emission opening, the beam extending in the working area directly from the emission opening in a distal direction a predetermined distance.

5. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the radiant energy comprises laser energy.

6. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the energy properties with regard to the energy absorption properties of the biological material are chosen such that almost all energy in the working area is consumed for removing biological material. .

A method according to claim 6, characterized in that the frequency range of the energy with respect to the predominant molecular composition of the biological material is selected such, that the hole is formed by erosive photo-decomposition of the biological material.

Method according to claim 1, characterized in that the energy forms the hole by thermal evaporation of the biological material.

9. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the radiation is supplied to the biological material via an optical guide.

Method according to any one of the preceding claims, characterized in that the radiation is supplied via a net negative optical system.

Method according to any one of the preceding claims, characterized in that the working area extends about 1.5 mm along the axis.

Method according to any one of claims 4-11, characterized in that the working area has a diameter 20 which is at least as large as the diameter of the emission opening.

13. A method according to any one of the preceding claims, characterized in that the bundle diverges at an angle with the axis of about 20 ° when the bundle propagates in a saline solution.

14. A method according to any one of claims 9-13 for forming a hole by plaque in a vascular obstruction or blockage, characterized in that the optical guide is guided to the blockage in a catheter, in the distal end of which the optical system has been confirmed.

Method according to any one of the preceding claims, characterized in that the radiant energy is supplied in the form of pulses, the pulse parameters being set to form the hole.

Method for removing a biological impediment or blockage by means of radiant energy, characterized in that the radiant energy is passed from a source through a waveguide member 40 which has a distal emission opening for emitting 1 'V - 22 - the radiant energy in a beam propagating along a beam axis, the beam being formed in a geometrically expanding pattern, in which the energy distribution around the beam axis is at least substantially uniform, so that the energy density of the beam along the beam axis upon delivery to the blockage decreases both exponentially and geometrically in the distal direction, the energy density in a working region of the beam within a first isothermal zone being sufficient to remove the material forming the blockage when this material is in this area is located while the portion of the bundle extends distally beyond the working area ui has insufficient energy density to remove material, so that when the beam energy. applied to the biological material 15, the radiant energy will remove the material to a depth no greater than about the axial depth of the working area, thereby limiting removal to a layer approximately equal to the axial depth of the working area and the perforation of tissue located in the distal or radial direction beyond the isothermal boundary of the working area is minimized.

17. Method according to claim 16, characterized in. r k, that the properties of the energy with respect to the properties of the blockage are selected such that substantially all of the energy in the working area is used to effect the removal.

18. A method according to claim 17, characterized in that a net negative optical lens member is arranged at the distal end of the waveguide member to form the beam.

A method according to claim 18, characterized in that the beam passes from the exit surface of an optical fiber through an exit lens with a 35 'concave exit surface.

20. Catheter for selectively removing successive layers of a biological material, which constitutes a barrier or blockage, by means of radiant energy, characterized by an elongated catheter body, containing a flexible optical guide, wherein <-5 .- The proximal end of the catheter has means for introducing the radiant energy into the flexible optical guide, while the distal end of the catheter has an emission aperture from which the beam of radiant energy may be emitted, and by means for forming the beam of radiant energy emitted from the emission orifice such that a working area of the beam is determined in which the energy density is sufficient to effect removal, which means are further configured such that the portion of the beam extending distally beyond the working area does not have sufficient energy has authenticity to effect the removal.

Catheter according to claim 20, characterized in that the means for forming the bundle comprise a net negative optical member at the distal end of the catheter.

Catheter according to claim 21, characterized in that the optical member encloses and insulates the exit end 20 of the optical guide, so that contact of the exit end of the optical guide with the biological material is prevented.

Catheter according to claim 21 or 22, characterized in that the optical element is designed such that the beam emitted from the emission opening has an at least substantially uniform energy distribution in a plane transverse to the direction of propagation of the energy.

24. Catheter as claimed in any of the claims 21-23, characterized by means which keep the exit end of the optical guide and the optical member in a predetermined spatial relationship.

Catheter according to claim 24, characterized in that the optical member comprises an exit lens, wherein a concave surface of the exit lens is opposite said transverse plane.

Catheter as claimed in any of the claims 20-25, characterized in that a laser source supplies the radiation energy.

Catheter according to any one of claims 21-26, 40, characterized in that the optical member is provided with an output lens having a net negative optical power, wherein a spherical object lens is arranged between the exit end of the optical guide and the output lens.

Catheter according to claim 27, characterized in that the exit lens is bi-concave.

Catheter according to claim 27, characterized in that the exit lens is plano-concave.

Catheter as claimed in any of the claims 24-29 10. It is characterized in that the exit end of the optical guide and the optical member is kept in the desired relationship by a tubular housing.

31. Catheter according to claim 30, characterized in that an impermeable, axially transmissive tubular spacer is mounted in the housing.

32. A catheter according to claim 30 or 31, characterized in that the aperture of the output lens is at least substantially equal to the outer diameter of the tubular housing.

Catheter according to any one of claims 27-32, characterized in that a plano-concave lens is arranged between the object lens and the exit lens, a first tubular spacer in the housing between the object lens and the plano-concave lens and a second tubular spacer in the housing is between the plano-concave lens and the exit lens.

Catheter according to any one of claims 30-33, characterized in that. the output lens and the housing are made of glass, which can be fused together.

35. A catheter according to claim 24, characterized in that the glass is substantially borosilicate glass.

Catheter as claimed in any of the claims 24-35, characterized in. r k, that the retaining means comprise a part which is impermeable, radially permeable to radiation.

37. A catheter according to any one of claims 24-36, characterized in that the holding means comprises a rigid holder for the exit end of the optical guide and a spacer for recording the distance between the holder and the output lens. : 'o J J * f - 25 -

Catheter as claimed in claim 37, characterized in that a tubular housing encloses the exit lens, the spacer and a part of the receiver.

39. Catheter according to claim 30, characterized in that the housing is radiation-transmissive and comprises a part which is impermeable.

40. A catheter according to claim 39, characterized in that said portion is a tubular spacer for an optical part of the system.

The catheter according to claim 24, characterized by a tubular housing, which is made of glass, which can be melted at the exit lens, the edge of the housing being rounded at the periphery of the lens to provide a smooth boundary of the lens to shape.

Catheter according to any one of claims 20-41, characterized in that the diameter of the bundle in the working area is not less than the diameter of the distal end of the catheter.

Catheter according to any one of claims 20-42, 20, characterized in that the catheter body has a lumen which extends in the catheter body from the proximal to the distal end, the catheter body having an opening at the distal end, which communicates with the lumen and has proximal end means 25 for establishing fluid communication with the lumen.

Catheter according to claim 43, characterized in that the optical guide extends through the lumen.

45. A catheter according to claim 23, characterized by means for holding the output end of the optical guide and a lens member in a predetermined spatial relationship, said holding means comprising a rigid tubular holder having a proximal and distal end, the holder having a through bore for receiving the distal end of the optical guide, which is securely mounted in the bore of the holder, the output end of the optical guide being flush with the distal end of the holder, wherein a tubular housing is provided for receiving at least a portion of the container in the proximal end of the housing and for receiving the lens member in the distal portion of the housing, with spacers arranged in the tubular housing in engagement with the lens member and the distal end of the container, so as to retain the container and the Keeping guide supported thereby precisely away from the lens member, means being means. provided for securing the container in the tubular housing.

Catheter as claimed in claim 45, characterized in that the holder has a shoulder-shaped part between the ends, wherein the tubular holder can engage the shoulder to attach the retaining means to the tubular holder.

47. Catheter as claimed in claim 46, characterized in that the proximal end of the retaining means are received in the lumen at the distal end of the catheter body, the transition area between the distal end of the catheter body and the proximal end of the tubular housing is padded to obtain a smooth and continuous outer surface of the catheter.

48. Miniature optical system for propagating light from the output end of an optical fiber conductor with substantially uniform energy distribution in a predetermined region around the propagation axis of the light, characterized by a net negative output lens for forming of the energy with said uniform distribution and by means for enclosing the exit end of the conductor and for holding the output lens at a predetermined distance from the exit end of the conductor.

49. A method according to any one of claims 9-19, characterized in that the optical guide is positioned relative to the biological material by means of fluoroscopy. t