WO2001062171A1 - Vorrichtung zur thermischen behandlung von biologischem gewebe - Google Patents

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WO2001062171A1
WO2001062171A1 PCT/EP2001/002112 EP0102112W WO0162171A1 WO 2001062171 A1 WO2001062171 A1 WO 2001062171A1 EP 0102112 W EP0102112 W EP 0102112W WO 0162171 A1 WO0162171 A1 WO 0162171A1
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WO
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puncture shaft
puncture
shaft
handpiece
laser
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PCT/EP2001/002112
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André ROGGAN
Christoph-Thomas Germer
Daniela Schädel
Verena Knappe
Gerhard Müller
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Hüttinger Medizintechnik Gmbh + Co. Kg
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Definitions

  • the invention relates to an application device for the interstitial thermal obliteration of biological tissue in an open-surgical procedure with the aid of high-power light radiation, preferably laser radiation, wherein the tissue function and the light application can be carried out with one and the same device and a fluid flows through the shaft of the application device.
  • the device essentially consists of two parts, a handpiece and a rigid puncture shaft with an optical window and internal diffuser element for light scattering, which are detachably connected by means of a non-positive and / or positive connection, so that the puncture shaft can be easily replaced at any time.
  • a guide arm enables the positioning of measuring probes at a defined radial distance from the puncture shaft in order to record temperatures or tissue fluorescence.
  • the output power of the light source is regulated online based on the measured values.
  • the invention relates to an application device for the interstitial thermal obliteration of biological tissue with the aid of high-power light radiation, wherein the tissue function and the light application can be carried out with one and the same device and a fluid flows through the shaft of the application device.
  • the interstitial application of laser radiation is becoming increasingly important.
  • the aim of the method is a controlled and as homogeneous as possible heating of sufficiently large tissue volumes through the local absorption of the laser radiation.
  • the denaturation of the tissue proteins leads to irreversible thermal cell damage, which leads to the immediate or delayed death of the affected tissue areas.
  • the denatured and dead tissue remains in the body (in situ) and is broken down or encapsulated by it.
  • lasers of the near infrared wavelength range are used (preferably the Nd: YAG laser at I064nm), because the optical penetration depth is particularly large here.
  • laser applicators or diffuser elements coupled with optical fibers are positioned within the diseased tissue.
  • the laser applicators as are known, for example, from DE 38 1 3 227, DE 40 41 234, DE 1 97 39 456 and WO 96/07451, have a diffuse or directed radiation of the laser light. This is achieved by mechanically or chemically roughening the end of the laser beam-guiding optical waveguide facing the object to be treated or by directing the radiation into a scattering body connected to the optical waveguide end.
  • Bare-fiber application significantly increased radiating surface prevents undesirable tissue overheating with accompanying carbonization.
  • the expansion to include the complete magnetic resonance-compatible puncture set including puncture needle, guide wire, dilatation needle, introducer sheath and sheath catheter is described in DE 1 96 14 780.
  • the systems described above for the obliteration of soft tissue tumors are used in different organs, in particular in the liver, prostate and brain.
  • the tumor is punctured through the skin under local anesthesia and imaging control by means of X-ray computer tomography or magnetic resonance tomography.
  • the flexible sheath catheter is positioned in the puncture channel using the lock system and then the actual laser applicator is inserted.
  • the therapy is monitored using temperature-sensitive imaging methods, preferably magnetic resonance tomography, as described in DE 39 31 854.
  • the interstitial thermal treatment of the body tissue with laser radiation can also be carried out in open surgery without increased risk for the patient.
  • the doctor uses a skin incision to gain access to the target organ in which the tumor is located.
  • the application system is then positioned in the body tissue, preferably under ultrasound imaging.
  • open magnetic resonance tomography is also becoming increasingly important, so that open surgery, including laser sclerotherapy, can also be carried out under magnetic resonance control.
  • a similarly good increase in efficiency could surprisingly also be achieved if the blood flow rate to the organ to be treated is interrupted or reduced by the previous injection of perfusion-reducing substances into one of the supplying blood vessels.
  • the effect is based on the knowledge that the particles contained in the substances, preferably microscopic starch particles, cannot pass through the capillary system of the organ concerned due to their diameter and therefore initially "clog" it.
  • the flow resistance increases significantly, so that the total blood flow to the organ decreases.
  • the particles are designed so that they dissolve after some time, thus ensuring normal blood flow to the organ again.
  • Another advantage of the open-surgical procedure was the ability to localize small tumors that cannot be diagnosed using imaging methods by manually scanning the organ and also to deliver therapy.
  • the range of indications can be expanded, because the possibility of intraoperative tumor obliteration allows patients to be transferred from an inoperable to an operable situation.
  • a surgically non-removable tumor is thermally obliterated by laser radiation, while at the same time one or more tumors of the same organ are surgically removed.
  • tumors can be thermally obliterated intraoperatively, where minimally invasive access is out of the question due to their location.
  • the open surgical procedure can cause it to kink in the region of the organ or tumor border, so that when the laser applicator is inserted, it breaks without being noticed, which in turn leads to an unpredictable energy distribution in the tissue and eventually leads to the destruction of the catheter.
  • the catheter fuses with the tissue due to overheating and can only be removed from the tissue with a high risk of bleeding under mechanical force.
  • the laser applicator can only be catheter is inserted if it has already taken its final position in the body tissue. This means that the exact position of the laser applicator within the sheath catheter cannot be checked visually; the only feature for the position of the applicator within the sheath catheter is the mechanical stop of the applicator at the distally closed catheter end.
  • this procedure is extremely error-prone because even a slight kink in the sheath catheter (see 3.) can simulate such a stop, which then corresponds to an incorrect position of the laser applicator in the sheath catheter and thus in the body tissue.
  • the laser applicators are not fixed in the known catheter systems or only by a thin sealing lip with respect to their axial position in the catheter.
  • the intraoperative procedure can easily lead to an unnoticed shift of the laser applicator in the catheter, so that the energy input in the area of the tumor tissue is not sufficient to completely obliterate it. The result is that there is a tumor progression and the patient may have to undergo another operation.
  • the known catheter systems are only very poor in contrast in the imaging ultrasound which is preferably used under open-surgical conditions for checking the puncture and positioning, so that the exact position of the sheath catheter tip cannot be reliably located. Knowing the location of the sheath catheter tip is crucial for complete tumor sclerotherapy. If the therapy is inadequate, the tumor will progress and the patient will have to undergo another operation.
  • the therapy progress in the open surgical procedure is preferably monitored using imaging ultrasound.
  • imaging ultrasound To ensure good coupling of the ultrasound head
  • relatively high contact pressures are required, which can be accompanied by a breakage of the internal laser applicator due to warpage of the sheath catheter.
  • the aim of the invention is therefore to implement an application device for the thermal obliteration of body tissue by means of high-performance light radiation, which enables both the puncture of the tissue and the light application with only one device and thus avoids the disadvantages of the current state of the art in the open surgical procedure.
  • this application device consists of a pointedly closed, rigid puncture shaft provided with countercurrent flushing with an internal diffuser element and a handpiece coupled to the puncture shaft.
  • the puncture shaft is realized according to the invention in a composite construction comprising at least two different materials.
  • the puncture shaft must have sufficient stability and rigidity for direct puncture of the tissue, that the puncture shaft in its distal region is transparent to the laser radiation over the length of the diffuser element and that the puncture shaft does not break even under mechanical stress due to bending forces. None of the materials used hitherto combines all three requirements, so that the solution according to the invention consists in the use of a rigid hollow cylinder which is transparent for the laser wavelength used and which is coaxially surrounded by a stabilizing jacket over large areas.
  • the distal end of the stabilizing jacket is preferably designed to be tapered, so that the body tissue can glide easily over the surface during the puncture.
  • the length of the stabilizing jacket is dimensioned such that the protruding part of the transparent hollow cylinder can completely accommodate the diffuser element and thus the laser power is freely radiated into the tissue.
  • the use of quartz glass or sapphire as the transparent hollow cylinder enables excess heat to be removed from the tissue by a factor of four compared to the existing systems. It was also recognized that the high melting point of glass significantly increases the thermal destruction threshold, so that laser obliteration can be carried out more safely.
  • the stabilizing jacket is preferably provided with equidistant markings.
  • the stabilizing jacket can also be arranged within the transparent hollow cylinder.
  • the stabilization jacket can also be movably guided over the transparent hollow cylinder in a third embodiment.
  • the stabilizing jacket can be pushed over the transparent hollow cylinder in whole or in part before the puncture of the body tissue, thus ensuring optimal protection against mechanical destruction.
  • the stabilizing jacket is pulled back into its starting position, so that the laser radiation can radiate freely into the tissue through the transparent hollow cylinder.
  • the stabilizing jacket is optionally fixed in defined positions relative to the transparent hollow cylinder, preferably in the retracted and advanced positions.
  • the movable stabilization jacket offers the possibility of avoiding the inadvertent radiation of high-energy laser power if the transparent part of the puncture shaft is only partially in the body tissue during the therapy of marginal smaller tumors.
  • the movable stabilizing jacket it should be noted that in the event of thermally induced bonding of the body tissue to the transparent part of the puncture shaft, this bonding can be easily released by advancing the stabilizing jacket, since according to the invention its end facing the body tissue has a very good shearing off due to its conical inlet Has effect.
  • the puncture shaft is provided according to the invention with a tip, which is preferably realized by fusing the distal area of the transparent hollow cylinder. After the fusion, the tip is optionally ground to achieve a better puncture effect.
  • a tapering element preferably made of metal, ceramic or plastic, can also be firmly connected to the distal end of the transparent hollow cylinder.
  • an air bubble into the puncture shaft tip already leads to a significant signal due to the large acoustic impedance transition between the body tissue or puncture shaft material and the enclosed air bubble, which considerably facilitates the localization of the puncture shaft tip in the ultrasound image.
  • a special ultrasound contrast medium can also be integrated into the puncture shaft tip.
  • air-filled capillaries are integrated in the transparent part of the puncture shaft, which also enable good localization due to the acoustic impedance jump.
  • the puncture shaft is designed to be at least double-lumen, preferably with a centrally guided, thin-walled tube that is transparent to the laser radiation and whose outer diameter is smaller than the inner diameter of the hollow cylinder and its length is such that its distal end is at least 1 mm in front the distal closure of the puncture shaft ends.
  • the fluid can flow in the centrally guided tube up to the distal end of the puncture shaft and flow back in the free lumen between the tube and the shaft, with a corresponding pressure difference that can be achieved by an external or laser-coupled pump system or a height difference between the storage vessel and the fluid outlet ,
  • the task of the fluid is preferably to achieve a homogeneous temperature profile by targeted cooling of tissue regions close to the shaft.
  • a scattering substance is added to the fluid in a known manner in order to improve the radiation properties of the diffuser element described below.
  • the diffuser element can even be completely dispensed with and the radiation emerging from the optical waveguide can be homogeneously distributed by the light-scattering substance dissolved in the fluid.
  • an ultrasound contrast agent is added to the fluid in order to facilitate the localization of the entire shaft through which the fluid flows through in the body tissue when using the imaging ultrasound.
  • a magnetic resonance contrast agent is added to the fluid in order to facilitate localization when used in the preferably open magnetic resonance tomograph.
  • Another essential feature of the invention is the achievement of a homogeneous radiation of the laser light over a defined length of the puncture shaft.
  • a diffuser element known in principle with a defined length between 0.5 cm and 10 cm is positioned centrally in the puncture shaft, so that the entire length of the diffuser element lies in the region of the transparent hollow cylinder.
  • An optical waveguide is preferably used as the diffuser element, the distal end of which is designed in a known manner over the length specified above as a volume spreader or as a surface spreader.
  • the optical waveguide carrying the diffuser element is provided directly at its external end opposite the diffuser element with a standardized adapter such that the optical waveguide can be connected directly to the laser device or to an optical element (for example beam splitter) connected upstream of the laser device.
  • Diffuser element and optical fiber are inserted into the centrally located tube of the shaft and fixed to the handpiece of the application device described below.
  • the diameters of the diffuser element and the optical waveguide are dimensioned such that a lumen sufficient for the flow of the fluid remains free between the inner diameter of the centrally arranged hose and the outer diameter of the optical waveguide.
  • the diffuser element and the external optical waveguide are designed separately, so that there is no direct connection between the diffuser element and the laser or an optical element upstream of the laser. Rather, the diffuser element is firmly integrated in the puncture shaft together with a short, upstream optical fiber.
  • the laser radiation is fed into the upstream optical waveguide and thus into the diffuser element via a coupling point provided in the area of the handpiece described below by an external optical waveguide.
  • the puncture shaft is provided with a connection piece, preferably made of plastic or metal.
  • the task of the connector is also to guide the centrally located hose and to ensure a suitable fluid flow within the puncture shaft and the handpiece described below such that the fluid flow is connected to the free inner and outer lumens of the puncture shaft without leakage and pressure losses a defined flow direction is established.
  • the puncture shaft described above is coupled in a permanent but detachable connection via the connector to a multifunctional handpiece.
  • the tasks of the handpiece include, in addition to ergonomic handling, the connection of all fluid supply and discharge hoses, expediently using the customary quick-release systems according to the state of the art, and, in conjunction with the connector, ensuring a directed fluid flow within the handpiece and puncture shaft ,
  • Another task of the handpiece is to receive and fix the optical fiber that supplies laser light.
  • a central bore is used according to the invention.
  • the central bore has a slightly larger diameter than the diffuser element and optical fiber. This ensures easy insertion of the optical waveguide.
  • the elastic seal is compressed in such a way that the optical waveguide is fixed in a gas and liquid-tight manner in the shaft after the diffuser element has been correctly positioned.
  • the external optical waveguide can also be permanently fixed in the handpiece. This is preferably done by an adhesive connection, so that the screw connection can be dispensed with.
  • a suitable coupling element is provided on the handpiece. This serves on the one hand for the permanent but detachable connection of the external optical waveguide on the handpiece and on the other hand for receiving the short optical waveguide piece upstream of the diffuser element.
  • a major advantage of the separate assembly of the puncture shaft and handpiece is the easy interchangeability of the puncture shaft. In a variant, this can be disposed of after use in the form of a disposable article, whereas the handpiece is sent to the re-sterilization process.
  • several shafts with differently long diffuser elements and / or different diameters can be realized and made available, so that the shaft can be changed quickly during an operation and thus an optimal adaptation to the intraoperative situation is possible.
  • the entire puncture shaft is provided with a close-fitting, distally closed, transparent, preferably sterile cover made of a temperature-stable and highly heat-conducting plastic, which is either chosen by its diameter or is firmly attached to the shaft by an additional fixation.
  • the sterile cover can be removed and destroyed after the therapy has been carried out, so that in the event of contamination with viruses or, in particular, foreign protein, there is no danger for subsequent patients.
  • the handpiece and puncture shaft itself can be re-sterilized.
  • a stable protective cap is fastened on the shaft or on the handpiece in a stable but detachable connection, preferably in the form of a bayonet lock, which completely accommodates the shaft in its interior.
  • the protective cap is optionally provided with openings or slots.
  • the point-by-point measurement of the tissue temperature is possible at a defined radial distance from the diffuser element. This parameter is of great importance for assessing the vital status of the cells, especially in the marginal area of a tumor to be obliterated.
  • a temperature of 60 ° C is measured over a period of a few seconds at the edge of the tissue volume to be obliterated, taking into account any surgical safety margin that may have to be observed, 100% thermal obliteration can be assumed at this point and the laser application can be terminated if the position at the same time marks the largest extent of the volume to be obliterated and an inhomogeneous temperature distribution can be neglected due to a described interruption in blood perfusion.
  • temperatures well below 60 ° C are not sufficient to ensure complete desolation, so that in this case the Laser application is displayed.
  • a special guide arm is attached to the application device according to the invention in such a way that it extends at an angle inclined by 90 ° relative to the puncture shaft axis.
  • a fastener is in turn slidably but fixable, which serves as a guide for targeted puncture with a temperature-sensitive probe through a long bore parallel to the shaft axis.
  • the guide arm is provided with equidistant markings so that the radial distance of the temperature probe from the shaft axis can be read and adjusted directly.
  • the temperature-sensitive probe is advantageously also provided with markings or a mechanical stop, so that the axial position of the probe can also be checked.
  • the temperature-sensitive probe can advantageously be fixed in its guide bore by means of a screw clamp.
  • a plurality of parallel bores can also be arranged in the fastening element, or the guide arm itself can have a number of equidistant guide bores, so that mechanical adjustment of the fastening element can be omitted.
  • the tissue temperature is not only displayed at selected points in the tissue, but is actively used for online control of the laser power.
  • the measured temperatures are either processed further in the laser itself or in an additional electronic element and converted into a control signal in such a way that a defined temperature is reached or maintained at at least one of the measuring points.
  • the so-called auto-fluorescence of the tissue upon excitation in the wavelength range from 200 to 700 nm is used as a vital parameter for the assessment of the complete thermal tissue obliteration.
  • the increased or weakened appearance of certain fluorescence bands (eg NADH fluorescence) is a measure of the vital tissue and can be used to control or regulate the laser output power.
  • a special feature of the application device is characterized in that, in an advantageous embodiment variant, all materials and adhesives used for partial components and thus the entire system can be sterilized (e.g. gas sterilization, steam sterilization). As a result, the application device or parts of the application device can be used several times.
  • a special feature of the application device is that, in a special embodiment variant, the entire system is made up of materials compatible with nuclear spin (e.g. titanium, ceramic, glasses, plastics).
  • the application device can thus also be used in the new open magnetic resonance tomographs, which enable working under open surgical conditions and, in contrast to imaging ultrasound, enable better image quality and, above all, better assessment of thermal sclerotherapy.
  • 1 is a schematic representation of the application device in the body tissue, together with the laser system, cooling circuit, ultrasound device and measuring probe,
  • FIG. 2 shows a schematic section through the application device according to a preferred embodiment with a shaft tip formed by fusing the transparent hollow cylinder
  • FIG. 3 shows a schematic section through the puncture shaft with a movable, external stabilizing jacket, 4a, b a schematic section through the front area of the puncture shaft with an inserted shaft tip,
  • 4c shows a schematic section through the front area of the puncture shaft with contrasting
  • 5a shows a schematic section through the fiber fixation in a variant with a continuous optical waveguide
  • 5b shows a schematic section through the fiber fixation in a variant with air or liquid coupling
  • Fig. 6 is a schematic representation of the sterile cover
  • Fig. 7 is a schematic representation of the stable protective cap
  • Fig. 8 is a schematic representation of the guide arm for the selective measurement of temperature or fluorescence
  • Fig. 1 shows schematically a laser system 100 to which an optical fiber 1 01 is connected via a suitable adapter 1 1 7.
  • the optical waveguide is fixed on the handpiece 1 02 of the application device according to the invention.
  • the puncture shaft 1 03 is positioned within the body tissue 1 04.
  • the puncture shaft is flowed through in a countercurrent process, which is initially located in a storage container 1 05, preferably a sterile packed infusion bag, and via a hose 1 06 from a pump system 1 07, preferably a peristaltic pump Application device is transported.
  • the backflow of the fluid takes place via a further hose 1 08 in a collecting container 1 09.
  • storage container 1 05 and collecting container 1 09 can represent identical reservoirs.
  • Typical flow rates for the fluid are in the range 1 ml / min to 1000 ml / min. 1 also shows an ultrasound scanner 1 1 0, which rests on the body tissue and is connected to the ultrasound device 1 1 1.
  • the imaging ultrasound enables the optimal positioning of the puncture shaft 1 03 in the body tissue and also allows monitoring of the therapy implementation.
  • a measuring probe 1 1 2 is mounted on a guide arm 1 1 3 of the application device, which is connected to a measuring device 1 1 4.
  • the control or regulation of the laser power takes place via a controlled system 11 5.
  • Isotherms 11 6 are shown to illustrate the basic temperature profile in the body tissue.
  • the puncture shaft 1 03 is formed essentially from the invention from a transparent hollow cylinder 1, preferably made of quartz glass, which is firmly enclosed by a stabilizing jacket 2, preferably made of metal.
  • the connection of both elements is preferably done by gluing, which contributes significantly to the stability and breaking strength of the puncture shaft.
  • the distal end 3 of the stabilizing jacket is designed to be tapered in order to avoid tissue trauma during insertion.
  • Transparent hollow cylinder 1 and stabilizing jacket 2 are expediently brought together in a connecting piece 4 in order to establish the connection to the handpiece 1 02 and to ensure that no liquid can escape and the quick replacement of the puncture shaft is possible.
  • the diameter of the puncture shaft is typically in the range 2 to 8 mm.
  • the distal end of the puncture shaft 1 03 is formed by a tip 7, which enables the shaft to be inserted easily into the body tissue and, in a preferred variant, is formed by thermal fusion of the transparent hollow cylinder 1. Typically, the length of the tip is 2-3 times the puncture shaft diameter.
  • FIGS. 4a to 4c show further variants of the puncture shaft tip 7 and are explained separately.
  • the diffuser element 8 for distributing the laser radiation in the body tissue is known in principle and is advanced centrally through the tube of the puncture shaft to the distal end. The laser light reaches the diffuser element via an optical waveguide 9 which is firmly connected to the diffuser element 8 and merges into the external optical waveguide 1 01 outside the application device.
  • the transparent hollow cylinder 1 projects at least by the length of the diffuser element 8 from the stabilization jacket 2 in order to ensure the radiation of the laser radiation.
  • the stabilization jacket 2 is provided with equidistant markings 10 in order to ensure the targeted and reproducible positioning in the body tissue.
  • the puncture shaft 1 03 is coupled via its connecting piece 4, preferably via a screw connection, to the hand piece 1 02.
  • This has two connecting pieces 1 1 and 1 2 for the inlet and outlet of the fluid 6, preferably according to the known Luer lock principle.
  • An internal distribution system 1 3 ensures that the fluid 6 flows without leakage and pressure loss through the puncture shaft 1 03.
  • a special clamping device is provided on the handpiece 1 02 at its inlet opening.
  • an elastic sealing ring 1 4 with a central bore of a threaded union nut 15 are compressed in such a way that the optical waveguide 101 is locked air and liquid-tight in the central bore.
  • the diameter of the opening is preferably approximately 2 mm and the opening of the union nut is designed to be tapered in order to enable the diffuser element to be inserted easily.
  • This variant is particularly advantageous if the optical waveguide 101 is provided with the diffuser element 8 at its distal end and with a standardized laser adapter 11 at its proximal end. Variants of this embodiment are shown in FIGS. 5a and 5b, which are explained separately.
  • Fig. 3 shows a special embodiment of the puncture shaft (1 03), in which the rigid stabilizing jacket 2 'is not firmly glued to the transparent hollow cylinder 1, but can be moved movably over the 20 transparent hollow cylinder.
  • feed and retraction take place by rotating the stabilizing jacket 2 ', the axial movement being predetermined by a spiral groove 16 in the region of the connecting piece 4'.
  • the stabilizing jacket is guided in the groove 1 6 advantageously with a fixing pin 17, which at the same time ensures the fixing of the stabilizing jacket 2 'in any desired position by twisting.
  • 4a and 4b show two variants in which the distal end of the puncture shaft is formed by a tip made of plastic or metal, which runs conically 7 ′ or flattened 7 ′′ and is firmly connected to the transparent hollow cylinder 1.
  • FIG. 4c shows a variant in which a special lumen 18 is incorporated in the tip 7, which receives a medium which is rich in contrast in the imaging ultrasound and thus facilitates the localization of the tip.
  • FIG. 5a shows an embodiment of the connection of the optical waveguide and the handpiece, in which the optical waveguide 9 or 1 01 is fixed to the diffuser element (8) is connected and the fixation in the handpiece 102 takes place permanently by means of an adhesive connection 19.
  • the optical waveguide is protected against mechanical damage by a kink protection 23.
  • FIG. 5b shows an embodiment of the connection between the optical waveguide and the handpiece, in which only a short optical waveguide piece 9 is directly connected to the diffuser element (8).
  • the optical waveguide piece 9 is fixed in the handpiece 1 02, e.g. fixed by an adhesive connection 20.
  • the laser radiation from the external optical waveguide 1 01 is coupled in via a short air or liquid path 21, the external fiber advantageously being provided with an adapter 22 and kink protection 23 in such a way that it can be screwed to the hand piece 1 02.
  • the diameter of the external optical waveguide 1 01 is slightly smaller than that of the internal optical waveguide 9.
  • FIG. 6 shows a sterile cover 24, which in one embodiment variant is pulled over the puncture shaft 103 before the puncture and is closed at its distal end.
  • the sterile cover 24 is firmly attached to the puncture shaft 1 03.
  • PTFE is preferably used as the material, since it meets all requirements for transmission of the laser light, temperature stability and thermal conductivity. After laser sclerotherapy, the sterile protection 24 can be disposed of.
  • FIG. 7 shows a protective cap 25, preferably a cylinder made of metal or plastic, which can be attached to the application device especially during transport and storage.
  • the attachment is preferably carried out on the handpiece 1 02 by the protective cap being provided with a groove 31 which is pushed over one of the rinsing connections 1 1, 1 2. Due to the oblique course of the groove 31 and a slight rotation of the protective cap, it can be fixed on the handpiece 1 02.
  • the protective cap has optional openings 26 in order to to ensure casual sterilization of the application device.
  • Fig. 8 shows a guide arm 1 1 3, which is preferably made of metal.
  • a fastening element 27 is slidably mounted on the guide arm.
  • the guide arm 1 1 3 has equidistant markings 28 in order to lock the fastening element 27 at defined distances from the puncture shaft by means of the fixing screw 29.
  • the fastening element 27 has one or more bores in order to receive a measuring probe 1 1 2 for temperature or fluorescence detection parallel to the axis of the puncture shaft.
  • the guide arm 1 1 3 is attached to the handpiece 1 02 by means of a clamping ring 30.
  • 1 1 6 isotherm 1 7 adapter transparent hollow cylinder, 2 'rigid stabilizing jacket distal end of the stabilizing jacket, 4' connector
  • Diffuser element internal optical fiber 0 markings 1 connection piece 2 connection piece 3 distribution system 4 sealing ring 5 union nut 6 spiral groove 7 fixing pin 8 ultrasound marking 9 adhesive connection 0 adhesive connection 1 coupling point 2 adapter 3 kink protection 4 sterile cover 5 protective cap 6 opening 7 fastening element 8 markings 9 fixing screw 0 clamping ring 1 groove

Abstract

Vorrichtung zur thermischen Verödung von biologischem Gewebe mittels Lichtstrahlung nach dem Stand der Technik, wobei die Vorrichtung zwei trennbare Teile, nämlich ein Handstück (102) und einen formsteifen Punktionsschaft (103) mit optischem Fenster (1) und innenliegendem Diffusorelement (8) umfasst, und das Handstück (102) und der Punktionsschaft (103) mittels einer kraft- und/oder formschlüssigen Verbindung (4) arretiert aber lösbar verbunden sind, so dass der Punktionsschaft (103) jederzeit ausgetauscht werden kann.

Description

Vorrichtung zur thermischen Behandlung von biologischem Gewebe
Die Erfindung betrifft eine Applikationsvorrichtung zur interstitiellen thermischen Verödung biologischen Gewebes bei offen-chirurgischem Vorgehen mit Hilfe von Hochleistungslichtstrahlung, vorzugsweise Laserstrahlung, wobei die Gewebepunktion und die Lichtapplikation mit ein und derselben Vorrichtung durchgeführt werden können und der Schaft der Applikationsvorrichtung von einem Fluid durchströmt wird. Die Vorrichtung besteht im Wesentlichen aus zwei Teilen, einem Handstück und einem formsteifen Punktionsschaft mit optischem Fenster und innenliegendem Diffusorelement zur Lichtstreuung, die mittels einer kraft- und/oder formschlüssigen Verbindung lösbar verbunden sind, so dass der Punktionsschaft jederzeit leicht ausgetauscht werden kann. Ein Führungsarm ermöglicht die Positionierung von Messsonden in definiertem radialem Abstand zum Punktionsschaft, um Temperaturen oder Gewebefluoreszenzen zu erfassen. Es erfolgt die Online-Regelung der Ausgangsleistung der Lichtquelle auf Grundlage der Messwerte. Die Erfindung betrifft eine Applikationsvorrichtung zur interstitiellen thermischen Verödung biologischen Gewebes mit Hilfe von Hochleistungslichtstrahlung, wobei die Gewebepunktion und die Lichtapplikation mit ein und derselben Vorrichtung durchgeführt werden können und der Schaft der Applikationsvorrichtung von einem Fluid durchströmt wird.
Die Anwendung von Licht (insbesondere Laserstrahlung) zur Erzeugung hoher Temperaturen für die Gewebekoagulation als chirurgisches Verfahren ist seit langem bekannt.
Insbesondere die interstitielle Applikation von Laserstrahlung gewinnt zunehmend an Bedeutung. Ziel des Verfahrens ist eine kontrollierte und möglichst homogene Erwärmung ausreichend großer Gewebevolumina durch die lokale Absorption der Laserstrahlung. Bei Temperaturen oberhalb von 45 °C kommt es in Abhängigkeit von der Einwirkzeit durch die Denaturierung der Gewebeproteine zu irreversiblen thermischen Zellschäden, die zum sofortigen bzw. verzögerten Absterben der betroffenen Gewebeareale führen. Damit ist insbesondere die Therapie sonst inoperabler Tumore möglich. Das denaturierte und abgestorbene Gewebe verbleibt im Körper (in-situ) und wird von diesem abgebaut bzw. narbig eingekapselt. Üblicherweise werden Laser des nahen infraroten Wellenlängenbereiches eingesetzt (vorzugsweise der Nd:YAG-Laser bei I064nm), da die optische Eindringtiefe hier besonders groß ist.
In der Praxis werden spezielle, mit Lichtwellenleitern gekoppelte Laserapplikatoren bzw. Diffusorelemente innerhalb des erkrankten Gewebes positioniert. Die Laserapplikatoren, wie sie z.B. aus DE 38 1 3 227, DE 40 41 234, DE 1 97 39 456 und WO 96/07451 bekannt sind, besitzen eine diffuse oder gerichtete Abstrahlung des Laserlichtes. Diese wird dadurch erzielt, dass das dem zu behandelnden Objekt zugewandte Ende des laserstrahlführenden Lichtwellenleiters mechanisch oder chemisch angerauht wird oder die Stahlung in einen mit dem Lichtwellenleiterende verbundenen Streukörper geleitet wird. Durch die im Vergleich zur sogenannten Bare-Fiber-Anwendung deutlich vergrößerte abstrahlende Oberfläche wird eine unerwünschte Gewebeüberhitzung mit einhergehender Karbonisation vermieden. Allen bekannten Laserapplikatoren gemein ist ihr empfindlicher mechanischer Aufbau, so dass in der Regel spezielle Kathetersysteme, auch Hüllkatheter genannt, in das erkrankte Gewebe punktiert werden müssen, die schließlich die empfindlichen Laserapplikatoren aufnehmen. Solche Systeme sind z.B. in DE 41 37 983 beschrieben und zeichnen sich dadurch aus, dass das dem zu behandelnden Objekt zugewandte Ende des strahlführenden Lichtwellenleiters in einem stirnseitig verschlossenen, für Laserstrahlung transparenten röhrenförmigen Hüllkatheter, z.B. einem am objektseitigen Ende luft- und flüssigkeitsdicht verschlossenen Kunststoffschlauch, angeordnet ist. Neben der optimalen Abstrahlcharakteristik hat sich die Kühlung der aktiven Applikatorzone als äußerst vorteilhaft herausgestellt, weil so die maximale applizierbare Energiemenge deutlich erhöht werden kann, ohne das Risiko der Gewebekarbonisation einzugehen. Dies bedeutet eine erhebliche Effizienzsteigerung gegenüber dem ungekühlten Vorgehen, so dass größere Gewebevolumina therapiert werden können. Die Kühlung erfolgt durch Umströmung der aktiven Applikatorzone mit einem geeigneten Fluid. Wie in US 5.569,240, DE 44 03 1 34 und WO 94/261 84 beschrieben, kann das Fluid dabei direkt in das Körpergewebe abgegeben werden. Eine bessere Kontrolle läßt sich erzielen, wenn das kühlende Fluid über einen koaxialen bzw. paraxialen Katheterkanal nach dem Prinzip des Gegenstromverfahrens wieder aus dem Körper herausgeführt wird. Derartige Arbeitsschäfte bzw. Kombinationen aus Applikatoren und Arbeitsschäften sind aus DE 42 1 1 526, DE 42 21 354, DE 42 37 286 und WO 93/1 9680 bekannt. Die Erweiterung um das komplette magnetresonanzkompatible Punktionsbesteck einschließlich Punktionsnadel, Führungsdraht, Dilatationsnadel, Einführschleuse und Hüllkatheter ist in DE 1 96 14 780 beschrieben. Anwendung finden die oben beschriebenen Systeme zur Verödung von Weichteiltumoren in unterschiedlichen Organen, insbesondere in Leber, Prostata und Gehirn. Bei dem bisher üblichen minimal-invasiven Vorghen erfolgt als erstes die Punktion des Tumors durch die Haut hindurch unter lokaler Betäubung und bildgebender Kontrolle mittels Röntgen- Computertomographie oder Magnetresonanz-Tomographie. Sodann wird in einem weiteren Arbeitsschritt der flexible Hüllkatheter im Punktionkanal mittels Schleusensystem positioniert und anschließend der eigentliche Laserapplikator eingeführt. Die Überwachung der Therapie erfolgt mit temperatursensitiven bildgebenden Verfahren, vorzugsweise der Magnetresonanz-Tomographie, wie in DE 39 31 854 beschrieben.
Als nachteilig bei dem beschriebenen Vorgehen hat sich jedoch herausgestellt, dass bei stark durchbluteten Organen wie der Leber oder der Niere ein Großteil der eingebrachten Energie durch den Blutstrom wieder abtransportiert wird und somit verloren geht, so dass gerade bei sehr großen Tumoren häufig mehrere synchrone oder asynchrone Laserapplikationen erforderlich sind. Darüber hinaus kann es durch benachbarte Blutgefäße zu einer Asymmetrie des Wirkungsbereiches kommen. Beides erhöht das Risiko der Verschleppung von Tumorzellen und des Zurück- lassens von aktivem Tumorgewebe.
Überraschenderweise zeigte sich, dass die interstitielle thermische Behandlung des Körpergewebes mit Laserstrahlung ohne erhöhtes Risiko für den Patienten auch in der offenen Chirurgie durchgeführt werden kann. Über einen Hautschnitt verschafft sich der Arzt Zugang zum Zielorgan, in dem sich der Tumor befindet. Sodann erfolgt die Positionierung des Applikationssystems im Körpergewebe vorzugsweise unter bildgebender Ultraschallkontrolle. Aber auch die offene Magnetresonanz - Tomographie gewinnt eine immer größere Bedeutung, so dass auch offen-chirurgische Eingriffe einschließlich der Laserverödung unter Magnetresonanzkontrolle durchgeführt werden können.
Dabei hat es sich als vorteilhaft erwiesen, die zuführenden Gefäße des Organs partiell oder komplett zu unterbrechen, so dass der Blutfluß im Zielorgan ganz oder teilweise zum Erliegen kommt. Die Blutzufuhr kann während der gesamten Zeit der Laserapplikation unterbrochen bzw. vermindert bleiben und wird erst nach Beenden der Applikation oder sogar nach einer zusätzlichen Wartezeit wieder hergestellt. Es zeigte sich, dass durch dieses Vorgehen eine Effizienzsteigerung von über 50 % gegenüber dem üblichen Vorgehen zu erzielen war, so dass wesentlich größere Tumore behandelt werden können bzw. ein Zeitgewinn die Operationsdauer verkürzt.
Eine ähnlich gute Effizienzsteigerung konnte erstaunlicherweise auch dann erzielt werden, wenn die Durchblutungsrate des zu behandelnden Organs durch die vorherige Injektion von perf usionsmindernden Substanzen in eines der zuführenden Blutgefäße unterbrochen bzw. reduziert wird. Der Effekt beruht auf der Erkenntnis, dass die in den Substanzen enthaltenen Partikel, vorzugsweise mikroskopische Stärkepartikel, aufgrund ihrer Durchmesser das Kapillarsystem des betroffenen Organs nicht passieren können und dieses deshalb zunächst "verstopfen" . Der Strömungswiderstand steigt erheblich an, so dass die Gesamtdurchblutung des Organes abnimmt. Darüber hinaus sind die Partikel so gestaltet, dass sie sich nach einiger Zeit auflösen, und so wieder die normale Durchblutung des Organes gewährleisten. Im Fall der Leber besteht zusätzlich durch die wahlweise Injektion der Substanz in die venösen und/oder arteriellen zuführenden Gefäße selektiv die Möglichkeit, bestimmte Kapillarsysteme zu blockieren.
Als weiterer Vorteil beim offen-chirurgischen Vorgehen erwies sich die Möglichkeit, kleine Tumore, die mit bildgebenden Verfahren nicht diagnostiziert werden können, durch das manuelle Abtasten des Organs zu lokalisieren und ebenfalls einer Therapie zuzuführen. Weitere Vorteile sind mit dem chirurgischen Vorgehen verbunden. Zum einen kann das Indikationsspektrum erweitert werden, denn durch die Möglichkeit der intraoperativen Tumorverödung können Patienten von einer inoperablen in eine operable Situation überführt werden, so dass z. B. ein chirurgisch nicht entfernbarer Tumor mittels Laserstrahlung thermisch verödet wird, während gleichzeitig ein oder mehrere Tumore des selben Organs operativ entfernt werden. Zum anderen können Tumore intraoperativ thermisch verödet werden, bei denen aufgrund ihrer Lokalisation ein minimal-invasiver Zugang nicht in Frage kommt.
Als problematisch beim offen-chirurgischen Vorgehen erwies sich jedoch die Handhabung der bekannten Katheter- und Laserapplikationssysteme. Insbesondere die getrennte Verwendung von Punktionsnadel, Hüllkatheter, und Laserapplikator, die speziell für die Bedürfnisse einer Punktion unter röntgen-tomographischer Kontrolle und anschließender Lasertherapie unter kernspintomographischer Überwachung entwickelt wurden, stellte sich als äußerst ungünstig heraus. Die dem in der Praxis tätigen Fachmann bekannten Nachteile sind folgende:
1 . Gerade beim intraoperativen Vorgehen sind häufig mehrere Tumore zu veröden oder einer oder mehrere der Tumore haben eine so große Ausdehnung, dass eine mehrmalige Punktion und Lasertherapie erforderlich ist. Das Hauptproblem bei den bekannten Punktions- und Applikationssystemen besteht darin, dass die Positionierung des Gesamtsystems in mehreren aufeinanderfolgenden Einzelschritten erfolgen muß. Dieses Vorgehen ist äußerst zeitraubend und birgt die Gefahr der unbemerkten Applikatorzer- störung.
2. Das Positionieren der bekannten flexiblen Kathetersysteme insbesondere in harten Tumoren ist häufig aufgrund des im Vergleich zum minimal-invasiven Vorgehen kurzen Punktionsweges nur nach mehrmaliger Aufweitung des Punktionskanals möglich, was einen erhöhten Zeitaufwand erfordert.
3. Nach der Positionierung des flexiblen Kathetersystems kann es durch die offen-chirurgische Vorgehensweise zu dessen Abknicken im Bereich der Organ- oder Tumorgrenze kommen, so dass beim Einführen des Laserappli- kators dieser unbemerkt bricht, was in Folge zu einer unvorhersehbaren Energieverteilung im Gewebe und schließlich zur Zerstörung des Katheters führt. Der Katheter verschmilzt durch Überhitzung mit dem Gewebe und kann nur mit hohem Blutungsrisiko unter mechanischer Kraftanstrengung aus dem Gewebe entfernt werden.
4. Der Laserapplikator kann bei den bekannten Systemen erst in den Hüll- katheter eingeführt werden, wenn dieser bereits seine endgültige Lage im Körpergewebe eingenommen hat. Damit kann die exakte Position des Laserapplikators innerhalb des Hüllkatheters nicht visuell überprüft werden, einziges Merkmal für die Position des Applikators innerhalb des Hüllkatheters ist der mechanische Anschlag des Applikators am distal verschlossenen Katheterende. Dieses Vorgehen ist jedoch äußerst fehlerbehaftet, weil auch ein leichter Knick im Hüllkatheter (siehe 3.) einen solchen Anschlag vortäuschen kann, was dann aber einer falschen Lage des Laserapplikators im Hüllkatheter und damit im Körpergewebe entspricht.
5. Die Laserapplikatoren werden in den bekannten Kathetersystemen nicht oder lediglich durch eine dünne Dichtlippe bezüglich ihrer axialen Position im Katheter fixiert. Durch das intraoperative Vorgehen kann es leicht zu einer unbemerkten Verschiebung des Laserapplikators im Katheter kommen, so dass der Energieeintrag im Bereich des Tumorgewebes nicht zu dessen vollständiger Verödung ausreicht. Die Folge ist, dass es zu einem Tumorprogress kommt und der Patient gegebenenfalls einer erneuten Operation unterzogen werden muß.
6. Die bekannten Kathetersysteme stellen sich im unter offen-chirurgischen Bedingungen zur Kontrolle von Punktion und Positionierung vorzugsweise verwendeten bildgebenden Ultraschall nur sehr kontrastarm dar, so dass die exakte Position der Hüllkatheterspitze nicht sicher lokalisiert werden kann. Die Kenntnis der Lage der Hüllkatheterspitze ist aber von entscheidender Bedeutung für die vollständige Verödung des Tumors. Bei unzureichender Therapie kommt es zu einem Tumorprogress und der Patient muß einer erneuten Operation unterzogen werden.
7. Während der eigentlichen Laserapplikation erfolgt die Überwachung des Therapiefortschritts beim offen-chirurgischen Vorgehen vorzugsweise mit bildgebendem Ultraschall. Um eine gute Kopplung des Ultraschallkopfes an die unebene Organoberfläche zu erreichen, sind relativ hohe Anpressdrücke erforderlich, die durch Verwerfungen des Hüllkatheters mit einem Bruch des innenliegenden Laserapplikators einhergehen können. Auch hier besteht in Folge die Gefahr der unkontrollierten Energieabgabe mit Katheterzerstörung und Anschmelzen des Systems am Gewebe.
8. Darüber hinaus stellt der bildgebende Ultraschall nur ein unzureichendes
Mittel dar, um den Therapieerfolg zu visualisieren. Aufgrund der hohen applizierten Energiemengen werden Temperaturen von über 1 00°C im Gewebe erreicht, so dass durch die massive Entstehung von interstitiellen Dampfblasen und dem damit verbundenen akustischen Impedanzsprung eine Beurteilung des Therapiefortschrittes nur eingeschränkt möglich ist, weil durch die Impedanzsprünge sogenannte Schallschatten entstehen.
Ziel der Erfindung ist es daher, eine Applikationsvorrichtung zur thermischen Verödung von Körpergewebe mittels Hochleistungslichtstrahlung zu realisieren, die sowohl die Punktion des Gewebes als auch die Lichtapplikation mit nur einer Vorrichtung ermöglicht und damit die Nachteile des aktuellen Standes der Technik beim offen-chirurgischen Vorgehen vermeidet.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Applikationsvorrichtung gemäß der Patentansprüche 1 bis 22 gelöst.
Erfindungsgemäß besteht diese Applikationsvorrichtung aus einem spitz verschlossenen, starren, mit einer Gegenstromspülung versehenen Punktionsschaft mit innenliegendem Diffusorelement, sowie einem mit dem Punktionsschaft gekoppelten Handstück.
Dabei wird der Punktionsschaft im Gegensatz zu den bekannten Lösungen erfindungsgemäß in einer mindestens zwei unterschiedliche Materialien umfassenden Verbundkonstruktion realisiert. Dies ergibt sich aus drei zu kombinierenden Anfor- derungen, nämlich dass der Punktionsschaft eine ausreichende Stabilität und Starrheit zur direkten Punktion des Gewebes aufweisen muß, dass der Punktionsschaft in seinem distalen Bereich über die Länge des Diffusorelementes transparent für die Laserstrahlung ist und dass der Punktionsschaft auch bei mechanischer Belastung durch Biegekräfte nicht zerbricht. Keines der bisher verwendeten Materialien vereinigt alle drei Forderungen, so dass die erfindungsgemäße Lösung in der Verwendung eines starren, für die eingesetzte Laserwellenlänge transparenten Hohlzylinders besteht, der über weite Bereiche koaxial von einem Stabilisierungsmantel umgeben ist. Vorzugsweise ist das distale Ende des Stabilisierungsmantels konisch zulaufend gestaltet, so dass bei der Punktion das Körpergewebe leicht über dessen Oberfläche gleiten kann. Die Länge des Stabilisierungsmantels ist so bemessen, dass der herausstehende Teil des transparenten Hohlzylinders das Diffusorelement vollständig aufnehmen kann und damit die freie Abstrahlung der Laserleistung in das Gewebe gegeben ist. Wie sich überraschenderweise zeigte, konnte durch einen solchen Verbundaufbau die Bruchfestigkeit gegenüber einem Einkomponentensystem ganz erheblich gesteigert werden, ohne dass die Funktion beeinträchtigt wird.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird durch die Verwendung von Quarzglas bzw. Saphir als transparentem Hohlzylinder im Vergleich zu den bestehenden Systemen ein um den Faktor vier verbesserter Abtransport überschüssiger Wärme aus dem Gewebe ermöglicht. Weiterhin wurde erkannt, dass durch den hohen Schmelzpunkt von Glas die thermische Zerstörschwelle deutlich heraufgesetzt wird, so dass die Laserverödung sicherer durchgeführt werden kann. Um dem Anwender eine Orientierung zu ermöglichen und eine reproduzierbare Position des Punktionsschaftes im Körpergewebe zu gewährleisten, ist der Stabilisierungsmantel vorzugsweise mit äquidistanten Markierungen versehen.
In einer anderen Variante, die ebenfalls die oben genannten Vorteile vereinigt, kann der Stabilisierungsmantel auch innerhalb des transparenten Hohlzylinders angeordnet sein. In Weiterführung des Erfindungsgedankens kann der Stabilisierungsmantel in einer dritten Ausführungsform auch beweglich über dem transparenten Hohlzylinder geführt sein. Dadurch kann der Stabilisierungsmantel vor der Punktion des Körpergewebes ganz oder teilweise über den transparenten Hohlzylinder geschoben werden und so einen optimalen Schutz vor mechanischer Zerstörung gewährleisten. Unmittelbar vor dem Beginn der Laserverödung wird der Stabilisierungsmantel in seine Ausgangsposition zurückgezogen, so dass die Laserstrahlung durch den transparenten Hohlzylinder hindurch frei in das Gewebe abstrahlen kann. Zur sicheren Anwendung erfolgt optional die Fixierung des Stabilisierungsmantels relativ zum transparenten Hohlzylinder in definierten Positionen, vorzugsweise im zurückgezogenen sowie im vorgeschobenen Zustand. Der bewegliche Stabilisierungsmantel bietet neben der verbesserten Punktion die Möglichkeit, die unbeabsichtigte Abstrahlung von hochenergetischer Laserleistung zu vermeiden, wenn sich bei der Therapie randständiger kleinerer Tumore der transparente Teil des Punktionsschaftes nur teilweise im Körpergewebe befindet. Als zusätzlicher Vorteil des beweglichen Stabilisierungsmantels ist festzuhalten, dass im Falle einer thermisch bedingten Verklebung des Körpergewebes mit dem transparenten Teil des Punktionsschaftes diese Verklebung durch Vorschieben des Stabilisierungsmantels leicht gelöst werden kann, da erfindungsgemäß dessen dem Körpergewebe zugewandtes Ende aufgrund seines konischen Zulaufs eine sehr gute abscherende Wirkung aufweist.
Zur atraumatischen Punktion des Körpergewebes ist der Punktionsschaft erfindungsgemäß mit einer Spitze versehen, die vorzugsweise durch Verschmelzen des distalen Bereichs des transparenten Hohlzylinders realisiert wird. Optional erfolgt nach dem Verschmelzen das zusätzliche Schleifen der Spitze zur Erzielung einer besseren Punktionswirkung. Alternativ oder ergänzend dazu kann auch ein spitz zulaufendes Element, vorzugsweise aus Metall, Keramik oder Kunststoff, fest mit dem distalen Ende des tranparenten Hohlzylinders verbunden werden. Es gilt zu berücksichtigen, dass die Punktion von Körpergewebe insbesondere unter offenchirurgischen Bedingungen vorzugsweise mit bildgebendem Ultraschall überwacht wird, in einer erweiterten Ausführungsform der Erfindung ist daher die Integration eines sich im Ultraschallbild mit hohem Kontrast darstellenden Mediums, idealerweise im Bereich der Punktionsschaftspitze, vorgesehen. Überraschenderweise zeigte sich, dass bereits die Integration einer Luftblase in die Punktionsschaftspitze aufgrund des großen akustischen Impedanzübergangs zwischen dem Körpergewebe bzw. Punktionsschaftmaterial und der eingeschlossenen Luftblase zu einem signifikanten Signal führt, welches die Lokalisation der Punktionsschaftspitze im Ultraschallbild erheblich erleichtert. Optional kann aber auch ein spezielles Ultraschall-Kontrastmedium in die Punktionsschaftspitze integriert werden. In einer alternativen Ausführungsform sind im transparenten Teil des Punktionsschaftes achsenparallele luftgefüllte Kapillaren integriert, die ebenfalls aufgrund des akustischen Impedanzsprungs eine gute Lokalisation ermöglichen.
Ein wesentliches Merkmal der Applikationsvorrichtung ist die Durchströmung des Punktionsschaftes mit einem vorzugsweise biokompatiblen Fluid. Aufgrund der guten Wärmeleiteigenschaften des transparenten Hohlzylinders kann im Gegensatz zu bekannten Systemen das Fluid bei Raumtemperatur verwendet werden und es sind keine besonderen Maßnahmen zur Steigerung der Wärmekapazität oder Erniedrigung des Gefrierpunktes des Fluids erforderlich. Zur Realisierung einer Gegenstromkühlung ist der Punktionsschaft mindestens doppellumig ausgelegt, vorzugsweise mit einem zentral geführten, dünnwandigen und für die Laserstrahlung transparenten Schlauch, dessen Außendurchmesser geringer ist, als der Innendurchmesser des Hohlzylinders und dessen Länge so bemessen ist, dass dessen distales Ende mindestens 1 mm vor dem distalen Verschluß des Punktionsschaftes endet. Dadurch kann das Fluid bei entsprechender Druckdifferenz, die durch ein externes oder mit dem Laser gekoppeltes Pumpensystem bzw. eine Höhendifferenz zwischen Vorratsgefäß und Fluidablauf erreicht werden kann, im zentral geführten Schlauch bis zum distalen Ende des Punktionsschaftes strömen und im freien Lumen zwischen Schlauch und Schaft zurückfließen. Die Aufgabe des Fluids besteht vorzugsweise in der Erzielung eines homogenen Temperaturprofiles durch gezielte Abkühlung schaftnaher Gewebebereiche. In einer Variante wird dem Fluid in bekannter Weise eine streuende Substanz zugesetzt, um die Abstrahleigenschaften des weiter unten beschriebenen Diffusorelementes zu verbessern. In einer speziellen Ausführungsform kann sogar auf das Diffusorelement ganz verzichtet werden und die aus dem Lichtwellenleiter prograd austretende Strahlung durch die im Fluid gelöste lichtstreuende Substanz homogen verteilt werden. In einer weiteren Variante wird dem Fluid ein Ultraschallkontrastmittel zugesetzt, um die Lokalisation des gesamten durchströmten Schaftes im Körpergewebe bei Verwendung des bildgebenden Ultraschalls zu erleichtern. In einer weiteren Ausführungsform wird dem Fluid ein Magnetresonanz-Kontrastmittel zugesetzt, um die Lokalisation bei Verwendung im vorzugsweise offenen Magnetresonanz-Tomographen zu erleichtern.
Ein weiteres wesentliches Merkmal der Erfindung ist die Erzielung einer homogenen Abstrahlung des Laserlichtes über eine definierte Länge des Punktionsschaftes. Hierzu wird ein vom Prinzip her bekanntes Diffusorelement mit einer definierten Länge zwischen 0,5 cm und 10 cm zentral im Punktionsschaft positioniert, so dass die gesamte Länge des Diffusorelementes im Bereich des transparenten Hohlzylinders liegt. Vorzugsweise wird als Diffusorelement ein Lichtwellenleiter verwendet, dessen distales Ende in bekannter Weise über die oben spezifizierte Länge als Volumenstreuer oder als Oberflächenstreuer ausgeführt ist. In einer bevorzugten Variante ist der das Diffusorelement tragende Lichtwellenleiter direkt an seinem externen, dem Diffusorelement gegenüberliegenden Ende mit einem genormten Adapter derart versehen, dass der Lichtwellenleiter direkt mit dem Lasergerät oder mit einem dem Lasergerät vorgeschalteten optischen Element (z.B. Strahlteiler) verbunden werden kann. Diffusorelement und Lichtwellenleiter werden in den zentral gelegenen Schlauch des Schaftes eingeschoben und am weiter unten beschriebenen Handstück der Applikationsvorrichtung fixiert. Die Durchmesser von Diffusorelement und Lichtwellenleiter sind so bemessen, dass zwischen dem Innendurchmesser des zentral angeordneten Schlauches und dem Außendurchmesser des Lichtwellenleiters ein für die Strömung des Fluids ausreichendes Lumen frei bleibt. In einer anderen Ausführungsform sind Diffusorelement und externer Lichtwellenleiter getrennt ausgeführt, so dass keine direkte Verbindung zwischen dem Diffusorelement und dem Laser oder einem dem Laser vorgeschalteten optischen Element besteht. Vielmehr ist das Diffusorelement zusammen mit einem kurzen, vorgelagerten Lichtwellenleiter fest im Punktionsschaft integriert. Die Einspeisung der Laserstrahlung in den vorgelagerten Lichtwelienleiter und damit in das Diffusorelement erfolgt über eine im Bereich des unten beschriebenen Handstücks vorgesehene Koppelstelle durch einen externen Lichtwellenleiter.
Um die kraft- und formschlüssige aber lösbare Verbindung des Punktionsschaftes mit dem unten beschriebenen Handstück zu gewährleisten, ist der Punktionsschaft mit einem vorzugsweise aus Kunststoff oder Metall gefertigten Anschlußstück versehen. Die Aufgabe des Anschlussstücks ist darüber hinaus die Führung des zentral gelegenen Schlauches und die Gewährleistung eines geeigneten Fluidstroms innerhalb des Punktionsschaftes und des unten beschriebenen Handstücks derart, dass der Fluidstrom ohne Leckage und Druckverluste mit den freien Innen- und Außenlumen des Punktionsschaftes so verbunden ist, dass sich eine definierte Strömungsrichtung einstellt.
Erfindungsgemäß ist der oben beschriebene Punktionsschaft in einer dauerhaften aber lösbaren Verbindung über das Anschlußstück an ein multifunktionelles Handstück gekoppelt. Die Aufgaben des Handstücks umfassen zunächst neben einer ergonomischen Handhabung die Verbindung aller Fluid zu- und abführenden Schläuche, zweckmäßigerweise unter Verwendung der gebräuchlichen SchnellVerschluß- systeme nach dem Stand der Technik, sowie in Zusammenspiel mit dem Anschlußstück die Gewährleistung eines gerichteten Fluidstromes innerhalb von Handstück und Punktionsschaft. Eine weitere Aufgabe des Handstücks besteht in der Aufnahme und Fixierung des Laserlicht zuführenden Lichtwellenleiters.
In der bevorzugten Variante des fest mit dem externen Lichtwellenleiter verbundenen Diffusorelementes wird erfindungsgemäß eine mit einer Zentralbohrung ver- sehene elastische Dichtung an der Lichtwellenleiter-Eintrittsöffnung des Handstücks vorgesehen, deren Zentralbohrung einen geringfügig größeren Durchmesser aufweist, als Diffusorelement und Lichtwellenleiter. Hierdurch ist das leichte Einführen des Lichtwellenleiters gewährleistet. Durch das Anziehen einer mit einem Gewinde versehenen Überwurfmutter wird die elastische Dichtung derart zusammengedrückt, dass der Lichtwellenleiter nach korrekter Positionierung des Diffusorelementes im Schaft gas- und flüssigkeitsdicht fixiert ist. In Weiterführung des Erfindungsgedanken kann der externe Lichtwellenleiter auch dauerhaft im Handstück fixiert werden. Dies geschieht vorzugsweise durch eine Klebeverbindung, so dass auf die Schraubverbindung verzichtet werden kann.
In der Variante mit getrennt ausgeführtem Diffusorelement und externem Lichtwellenleiter wird am Handstück ein geeignetes Koppelelement vorgesehen. Dieses dient einerseits zur dauerhaften aber lösbaren Verbindung des externe Lichtwellenleiters am Handstück und andererseits zur Aufnahme des kurzen, dem Diffusorelement vorgelagerten Lichtwellenleiterstücks.
Ein wesentlicher Vorteil des getrennten Aufbaus aus Punktionsschaft und Handstück ist die leichte Austauschbarkeit des Punktionsschaftes. So kann in einer Variante dieser im Sinne eines Einmalartikels nach dem Einsatz entsorgt werden, wohingegen das Handstück dem Resterilisierungsprozeß zugeführt wird. Darüber hinaus können erfindungsgemäß mehrere Schäfte mit unterschiedlich langen Diffusorelementen und/oder unterschiedlichen Durchmessern realisiert und zur Verfügung gestellt werden, so dass während einer Operation der Schaft schnell gewechselt werden kann und so eine optimale Anpassung an die intraoperative Situation möglich wird.
In einer besonderen Ausführungsform wird der gesamte Punktionsschaft vor dem Einsatz mit einem eng anliegenden, distal verschlossenen, transparenten, vorzugs- weise aus einem temperaturstabilen und gut wärmeleitenden Kunststoff gefertigten Sterilüberzug versehen, welcher entweder durch die Wahl seines Durchmessers oder aber durch eine zusätzliche Fixierung fest anliegend mit dem Schaft verbunden ist. Der Sterilüberzug kann nach Durchführung der Therapie abgezogen und vernichtet werden, so dass im Falle einer Kontamination mit Viren oder insbesondere Fremdeiweiß keine Gefahr für nachfolgende Patienten besteht. Handstück und Punktionsschaft selbst können der Resterilisation zugeführt werden.
In einer besonderen Ausführungsform gilt es zu verhindern, dass es während Transport, Sterilisation und Lagerung der Applikationsvorrichtung zu einer unbeabsichtigten mechanischen Beschädigung des Schaftes oder zu einer Verletzung des Bedienungspersonals kommt. Zu diesem Zweck wird am Schaft bzw. am Handstück in einer stabilen aber lösbaren Verbindung, vorzugsweise als Bajonettverschluß ausgeführt, eine stabile Schutzkappe befestigt, die in ihrem Innenraum den Schaft vollständig aufnimmt. Zur besseren Sterilisierbarkeit des innenliegenden Raumes ist die Schutzkappe optional mit Öffnungen oder Schlitzen versehen.
Aufgrund der unzureichenden Aussagekraft intraoperativ genutzter Ultraschallgeräte zum Monitoring des aktuellen thermischen Schädigungszustandes des Körpergewebes ist ein besonderes Merkmal der Erfindung, dass in einer erweiterten Ausführungsform die punktweise Messung der Gewebetemperatur in einem definierten radialen Abstand vom Diffusorelement möglich ist. Dieser Parameter ist zur Beurteilung des Vitalstatus der Zellen insbesondere im Randbereich eines zu verödenden Tumors von großer Wichtigkeit. Wird beispielsweise am Rand des zu verödenden Gewebevolumens unter Berücksichtigung eines eventuell einzuhaltenden chirurgischen Sicherheitssaumes eine Temperatur von 60 °C über einen Zeitraum von einigen Sekunden gemessen, so kann an dieser Stelle von einer 100%- tigen thermischen Verödung ausgegangen und die Laserapplikation beendet werden, wenn die Position gleichzeitig die größte Ausdehnung des zu verödenden Volumens markiert und aufgrund einer beschriebenen Unterbrechung der Blutperfusion eine inhomogene Temperaturverteilung vernachlässigt werden kann. Andererseits reichen deutlich unter 60 °C liegende Temperaturen nicht aus, um eine vollständige Verödung sicherzustellen, so dass in diesem Fall ein Andauern der Laserapplikation angezeigt ist.
Zum Zweck der präzisen Temperaturmessung an definierten Positionen innerhalb des Körpergewebes ist an der Applikationsvorrichtung erfindungsgemäß ein spezieller Führungsarm derart befestigt, dass dieser in einem um 90 ° gegen die Punktionsschaftachse geneigten Winkel verläuft. Auf dem Führungsarm ist wiederum ein Befestigungselement verschieblich aber fixierbar gelagert, welches durch eine parallel zur Schaf tachse verlaufende, lange Bohrung als Führung für die gezielte Punktion mit einer temperaturempfindlichen Sonde dient. Der Führungsarm ist mit äquidistanten Markierungen versehen, so dass der radiale Abstand der Temperatursonde von der Schaftachse direkt abgelesen und eingestellt werden kann. Die temperaturempfindliche Sonde ist vorteilhaft ebenfalls mit Markierungen oder einem mechanischen Anschlag versehen, so dass auch die axiale Position der Sonde kontrolliert werden kann. Außerdem kann die temperaturempfindliche Sonde vorteilhaft durch eine Schraubklemme in ihrer Führungsbohrung fixiert werden. In einer vereinfachten Ausführungsvariante können auch mehrere parallel verlaufene Bohrungen im Befestigungselement angeordnet sein, oder der Führungsarm selbst eine Anzahl von äquidistanten Führungsbohrungen aufweisen, so dass eine mechanische Verstellung des Befestigungselementes entfallen kann.
In Fortführung des Erfindungsgedankens wird die Gewebetemperatur an ausgesuchten Stellen im Gewebe nicht nur zur Anzeige gebracht, sondern aktiv zur Online Regelung der Laserleistung verwendet. Hierzu werden die gemessenen Temperaturen entweder im Laser selbst oder in einem zusätzlichen elektronischen Element weiterverarbeitet und in ein Regelsignal derart umgerechnet, dass an mindestens einer der Messstellen eine definierte Temperatur erreicht bzw. gehalten wird. In einer weiteren Ausführungsvariante wird anstelle der Temperatur die sogenannte Auto-Fluoreszens des Gewebes bei Anregung im Wellenlängenbereich 200 bis 700 nm als Vitalparameter für die Beurteilung der vollständigen thermischen Gewebeverödung genutzt. Das verstärkte oder abgeschwächte Auftreten bestimmter Fluoreszenzbanden (z.B. NADH-Fluoreszenz) ist ein Maß für den vitalen Gewebezu- stand und kann zur Steuerung bzw. Regelung der Laserausgangsleistung verwendet werden.
Ein besonderes Merkmal der Applikationsvorrichtung ist dadurch gekennzeichnet, dass in einer vorteilhaften Ausführungsvariante alle verwendeten Materialien und Klebstoffe für Teilkomponenten und somit das Gesamtsystem sterilisierbar sind (z.B. Gassterilisation, Dampfsterilisation). Dadurch kann die Applikationsvorrichtung oder Teile der Applikationsvorrichtung mehrmals verwendet werden.
Ein besonderes Merkmal der Applikationsvorrichtung besteht darin, dass in einer speziellen Ausführungsvariante das Gesamtsystem aus kernspinkompatiblen Materalien aufgebaut ist (z.B. Titan, Keramik, Gläser, Kunststoffe) . Damit kann die Applikationsvorrichtung auch in den neuen offenen Kernspintomographen verwendet werden, die ein Arbeiten unter offen-chirurgischen Bedingungen ermöglichen und im Gegensatz zum bildgebenden Ultraschall eine bessere Bildqualität und vor allem eine bessere Beurteilung der thermischen Verödung ermöglichen.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet und werden nachstehend zusammen mit der Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Figuren näher dargestellt. Es zeigen
Fig. 1 eine schematische Darstellung der Applikationsvorrichtung im Körpergewebe, zusammen mit Lasersystem, Kühlkreislauf, Ultraschallgerät und Meßsonde,
Fig. 2 einen schematischen Schnitt durch die Applikationsvorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform mit einer durch Verschmelzen des transparenten Hohlzylinders geformten Schaftspitze,
Fig. 3 einen schematischen Schnitt durch den Punktionsschaft mit beweglichem, außenliegendem Stabilisierungsmantel, Fig. 4a, b einen schematischen Schnitt durch den vorderen Bereich des Punktionsschafts mit einer eingesetzten Schaftspitze,
Fig. 4c einen schematischen Schnitt durch den vorderen Bereich des Punktionsschafts mit Kontrastgebung,
Fig. 5a einen schematischen Schnitt durch die Faserfixierung in einer Variante mit durchgängigem Lichtwellenleiter
Fig. 5b einen schematischen Schnitt durch die Faserfixierung in einer Variante mit Luft- oder Flüssigkeitskopplung
Fig. 6 eine schematische Darstellung des Sterilüberzugs
Fig. 7 eine schematische Darstellung der stabilen Schutzkappe
Fig. 8 eine schematische Darstellung des Führungsarms zur punktuellen Messung von Temperatur oder Fluoreszenz
Fig. 1 zeigt schematisch ein Lasersystem 100, an welches ein Lichtwellenleiter 1 01 über einen geeigneten Adapter 1 1 7 angeschlossen ist. Der Lichtwellenleiter ist am Handstück 1 02 der erfindungsgemäßen Applikationsvorrichtung fixiert. Der Punktionsschaft 1 03 ist innerhalb des Körpergewebes 1 04 positioniert. Zur Abführung überflüssiger Wärme wird der Punktionsschaft im Gegenstromverf ahren von einem Fluid durchströmt, welches sich zunächst in einem Vorratsbehälter 1 05 befindet, vorzugsweise einem steril verpackten Infusionsbeutel, und über einen Schlauch 1 06 von einem Pumpensystem 1 07, vorzugsweise einer Peristaltikpum- pe, zur Applikationsvorrichtung befördert wird. Der Rückstrom des Fluids erfolgt über einen weiteren Schlauch 1 08 in einen Auffangbehälter 1 09. Bei einer vollständig geschlossenen Variante können Vorratsbehälter 1 05 und Auffangbehälter 1 09 identische Reservoire darstellen. Typische Durchflußraten für das Fluid liegen im Bereich 1 ml/min bis 1000 ml/min. Weiterhin zeigt Fig. 1 einen Ultraschallscanner 1 1 0, der auf dem Körpergewebe aufliegt und mit dem Ultraschallgerät 1 1 1 verbunden ist. Der bildgebende Ultraschall ermöglicht hierbei die optimale Positionierung des Punktionsschaftes 1 03 im Körpergewebe und erlaubt darüber hinaus eine Überwachung der Therapiedurchführung. Zur präzisen Ermittlung des Gewebezustandes an ausgesuchten Positionen innerhalb des Körpergewebes 1 04 ist eine Meßsonde 1 1 2 an einem Führungsarm 1 1 3 der Applikationsvorrichtung montiert, welche mit einer Meßeinrichtung 1 1 4 verbunden ist. In einer erweiterten Ausführungsvariante erfolgt die Steuerung bzw. Regelung der Laserleistung über eine Regelstrecke 1 1 5. Zur Veranschaulichung des prinzipiellen Temperaturverlaufes im Körpergewebe sind Isotherme 1 1 6 dargestellt.
Fig. 2 zeigt die bevorzugte Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Applikationsvorrichtung für Laserstrahlung. Der Punktionsschaft 1 03 wird erfindungswesentlich aus einem vorzugsweise aus Quartzglas gefertigten tranparenten Hohlzylinder 1 gebildet, der fest von einem vorzugsweise aus Metall gefertigten Stabilisierungsmantel 2 umschlossen ist. Die Verbindung beider Elemente erfolgt vorzugsweise durch Klebung, was wesentlich zur Stabilität und Bruchfestigkeit des Punktionsschaftes beiträgt. Das distale Ende 3 des Stabilisierungsmantels ist konisch zulaufend gestaltet, um eine Gewebetraumatisierung beim Einführen zu vermeiden.
Transparenter Hohlzylinder 1 und Stabilisierungsmantel 2 sind zweckmäßigerweise in einem Anschlußstück 4 zusammengeführt, um die Verbindung zum Handstück 1 02 herzustellen und sicherzustellen, dass keine Flüssigkeit austreten kann und der schnelle Austausch des Punktionsschaftes möglich ist. Der Durchmesser des Punktionsschaftes liegt typischerweise im Bereich 2 bis 8 mm .
Zentral im Punktionsschaft 1 03 verläuft ein dünnwandiger, für die verwendete Laserstrahlung transparenter Schlauch 5, der ca. 1 mm vor der Spitze 7 des Punktionsschaftes 1 03 endet, so dass ein Fluid 6 im Innenlumen des Schlauches 5 das distale Ende des Punktionsschaftes 1 03 erreichen kann und im Lumen zwischen Schlauch 5 und Hohlzylinder 1 zurückfließt. Damit ist erfindungsgemäß eine optimale Kühlung des Punktionsschaftes 1 03 insbesondere in dem Bereich gewährleistet, in dem die höchsten Temperaturen auftreten.
Das distale Ende des Punktionsschaftes 1 03 wird durch eine Spitze 7 gebildet, die das leichte Einführen des Schaftes in das Körpergewebe ermöglicht und in einer bevorzugten Variante durch thermisches Verschmelzen des transparenten Hohlzylinders 1 gebildet wird. Typischerweise beträgt die Länge der Spitze das 2-3 fache des Punktionsschaftdurchmessers. Die Figuren 4a bis 4c zeigen weiterführende Varianten der Punktionsschaftspitze 7 und werden gesondert erläutert. Das Diffusorelement 8 zur Verteilung der Laserstrahlung im Körpergewebe ist grundsätzlich bekannt und wird zentral durch den Schlauch des Punktionsschaftes bis zum distalen Ende vorgeschoben. Das Laserlicht erreicht das Diffusorelement über einen Lichtwellenleiter 9, der fest mit dem Diffusorelement 8 verbunden ist und außerhalb der Applikationsvorrichtung in den externen Lichtwellenleiter 1 01 übergeht. Der transparente Hohlzylinder 1 ragt dabei mindestens um die Länge des Diffusorelementes 8 aus dem Stabilisierungsmantel 2 hervor, um die Abstrahlung der Laserstrahlung zu gewährleisten. Der Stabilisierungsmantel 2 ist in einer bevorzugten Ausführungsform mit äquidistanten Markierungen 10 versehen, um die gezielte und reproduzierbare Positionierung im Körpergewebe sicherzustellen.
Der Punktionsschaft 1 03 ist über sein Anschlußstück 4 vorzugsweise über eine Schraubverbindung mit dem Handstück 1 02 gekoppelt. Dieses besitzt zwei Anschlußstutzen 1 1 und 1 2 für Zu- und Ablauf des Fluids 6, vorzugsweise nach dem bekannten Luer-Lock-Prinzip. Ein internes Verteilungssystem 1 3 sorgt für die leck- und druckverlustfreie Strömung des Fluids 6 durch den Punktionsschaft 1 03.
Zur Fixierung des Lichtwellenleiters 9 bzw. 1 01 ist am Handstück 1 02 eine spezielle Klemmvorrichtung an dessen Eintrittsöffnung vorgesehen. In der bevorzugten Ausführungsform kann ein elastischer Dichtring 1 4 mit einer Zentralbohrung von einer mit einem Gewinde versehenen Überwurfmutter 1 5 derart gestaucht werden, dass der Lichtwellenleiter 101 luft- und flüssigkeitsdicht in der Zentralbohrung arretiert ist. Der Durchmesser der Öffnung beträgt vorzugsweise ca. 2 mm und die Öffnung der Überwurfmutter ist konisch zulaufend gestaltet, um das leichte Einführen des Diffusorelementes zu ermöglichen. Diese Variante ist besonders vorteilhaft, wenn der Lichtwellenleiter 101 an seinem distalen Ende fest mit dem Diffusorelement 8 und an seinem proximalen Ende fest mit einem genormten Laseradapter 1 1 7 versehen ist. Varianten dieser Ausführungsform zeigen die Figuren 5a und 5b, die gesondert erläutert werden.
Fig. 3 zeigt eine besondere Ausführungsform des Punktionsschaftes ( 1 03), bei der der starre Stabilisierungsmantel 2' nicht fest mit dem transparenten Hohlzylinder 1 verklebt ist, sondern beweglich über den 20 transparenten Hohlzylinder geschoben werden kann. In einer bevorzugten Variante erfolgen Vorschub und Rückzug durch Drehung des Stabilisierungsmantels 2', wobei die axiale Bewegung durch eine spiralförmige Nut 1 6 im Bereich des Anschlußstücks 4' vorgegeben wird. Die Führung des Stabilisierungsmantels in der Nut 1 6 erfolgt vorteilhaft mit einen Fixierstift 1 7, der gleichzeitig durch Verdrehen die Fixierung des Stabilisierungsmantels 2' in jeder gewünschten Position gewährleistet.
Fig. 4a und 4b zeigen zwei Varianten, bei denen das distale Ende des Punktionsschaftes durch eine aus Kunststoff oder Metall gefertigte, konisch 7' oder abgeflacht 7" verlaufende Spitze gebildet wird, die mit dem transparenten Hohlzylinder 1 fest verbunden ist.
Fig. 4c zeigt eine Variante, bei der in die Spitze 7 ein spezielles Lumen 1 8 eingearbeitet ist, welches ein Medium aufnimmt, das sich im bildgebenden Ultraschall kontrastreich darstellt und so die Lokalisation der Spitze erleichtert.
Fig. 5a zeigt eine Ausführungsform der Verbindung von Lichtwellenleiter und Handstück, bei der der Lichtwellenleiter 9 bzw. 1 01 fest mit dem Diffusorelement (8) verbunden ist und die Fixierung im Handstück 102 dauerhaft durch eine Klebeverbindung 1 9 erfolgt. Der Lichtwellenleiter wird durch einen Knickschutz 23 vor mechanischer Beschädigung geschützt.
Fig. 5b zeigt eine Ausführungsform der Verbindung von Lichtwellenleiter und Handstück, bei der lediglich ein kurzes Lichtwellenleiterstück 9 mit dem Diffusorelement (8) direkt verbunden ist. Das Lichtwellenleiterstück 9 ist fest im Handstück 1 02, z.B. durch eine Klebeverbindung 20, fixiert. Die Einkopplung der Laserstrahlung aus dem externen Lichtwellenleiter 1 01 erfolgt über eine kurze Luft- bzw. Flüssigkeitsstrecke 21 , wobei die externe Faser zweckmäßig mit einem Adapter 22 und Knickschutz 23 derart versehen ist, dass dieser mit dem Handstück 1 02 verschraubt werden kann. Um die Koppelverluste gering zu halten, ist der Durchmesser des externen Lichtwellenleiters 1 01 etwas geringer, als der des internen Lichtwellenleiters 9.
Fig. 6 zeigt einen Sterilüberzug 24, der in einer Ausführungsvariante vor der Punktion über den Punktionsschaft 1 03 gezogen wird und an seinem distalen Ende verschlossen ist. Durch Wahl eines geeigneten Durchmessers oder durch eine hier nicht dargestellte Fixierung ist der Sterilüberzug 24 fest anliegend mit dem Punktionsschaft 1 03 verbunden. Es wird vorzugsweise PTFE als Material verwendet, da es allen Anforderungen an Transmission des Laserlichtes, Temperaturstabilität und Wärmeleitfähigkeit gerecht wird. Nach der Laserverödung kann der Sterilschutz 24 entsorgt werden.
Fig. 7 zeigt eine Schutzkappe 25, vorzugsweise ein aus Metall oder Kunststoff gefertigter Zylinder, der speziell bei Transport und Lagerung an der Applikationsvorrichtung befestigt werden kann. Die Befestigung erfolgt in bevorzugter Weise am Handstück 1 02, indem die Schutzkappe mit einer Nut 31 versehen ist, die über einen der Spülanschlusse 1 1 , 1 2 geschoben wird. Durch den schrägen Verlauf der Nut 31 und eine leichte Drehung der Schutzkappe kann dieser am Handstück 1 02 fixiert werden. Die Schutzkappe besitzt optionale Öffnungen 26, um eine zuver- lässige Sterilisation der Applikationsvorrichtung zu gewährleisten.
Fig. 8 zeigt einen Führungsarm 1 1 3, der vorzugsweise aus Metall gefertigt ist. Auf dem Führungsarm ist ein Befestigungselement 27 verschieblich gelagert. Der Führungsarm 1 1 3 weist in einer bevorzugten Variante äquidistante Markierungen 28 auf, um das Befestigungselement 27 in definierten Abständen vom Punktionsschaft mittels Fixierschraube 29 zu arretieren. Das Befestigungselement 27 weist eine oder mehrere Bohrungen auf, um eine Meßsonde 1 1 2 zur Temperatur- oder 30 Fluoreszenzerfassung achsenparallel zum Punktionsschaft aufzunehmen. Der Führungsarm 1 1 3 wird in einer bevorzugten Ausführungsform mittels Klemmring 30 am Handstück 1 02 befestigt.
Bezugszeichen
100 Lasersystem
101 externer Lichtwellenleiter
102 Handstück der Applikationsvorrichtung
1 03 Punktionsschaft der Applikationsvorrichtung
1 04 Körpergewebe
1 05 Vorratsbehälter
1 06 zuführender Schlauch
1 07 Pumpe
108 rückführender Schlauch
109 Auffangbehälter
1 10 Ultraschallscanner
1 1 1 Ultraschallgerät
1 1 2 Meßsonde
1 1 3 Führungsarm
1 1 4 Meßeinrichtung
1 1 5 Regelstrecke
1 1 6 Isotherme 1 7 Adapter transparenter Hohlzylinder,2' starrer Stabilisierungsmantel distales Ende des Stabilisierungsmantels,4' Anschlußstück
Schlauch
Fluid , 7', 7 " Spitze
Diffusorelement interner Lichtwellenleiter 0 Markierungen 1 Anschlußstutzen 2 Anschlußstutzen 3 Verteilungssystem 4 Dichtring 5 Überwurfmutter 6 spiralförmige Nut 7 Fixierstift 8 Ultraschall Markierung 9 Klebeverbindung 0 Klebeverbindung 1 Koppelstelle 2 Adapter 3 Knickschutz 4 Sterilüberzug 5 Schutzkappe 6 Öffnung 7 Befestigungselement 8 Markierungen 9 Fixierschraube 0 Klemmring 1 Nut

Claims

Ansprüche
1 . Vorrichtung zur thermischen Verödung von biologischem Gewebe mittels Lichtstrahlung nach dem Stand der Technik, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung zwei trennbare Teile, nämlich ein Handstück ( 102) und einen formsteifen Punktionsschaft ( 1 03) mit optischem Fenster ( 1 ) und innenliegendem Diffusorelement (8) umfasst, und das Handstück ( 1 02) und der Punktionsschaft ( 103) mittels einer kraft- und/oder formschlüssigen Verbindung (4) arretiert aber lösbar verbunden sind, so dass der Punktionsschaft ( 1 03) jederzeit ausgetauscht werden kann.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Punktionsschaft ( 1 03) mindestens doppellumig ausgeführt ist, so dass er nach dem Gegenstromprinzip zur Kühlung und/oder Verbesserung der Abstrahlcharakteristik von einem Fluid (6) durchströmt werden kann.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Punktionsschaft ( 1 03) einen transparenten Hohlzylinder ( 1 ) umfasst, der mit einem Material aus der Gruppe Gläser, Keramiken oder Kunststoffe aufgebaut ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der transparente Hohlzylinder ( 1 ) des Punktionsschaftes ( 1 03) durch ein thermisches Schmelzverfahren spitz verschlossen ist (7).
5. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dss der transparen- te Hohlzylinder ( 1 ) ein Ende aufweist, und das Ende durch ein aus der Metalle, Keramik oder Kunststoffe umfassenden Materialgruppe gebildetes, spitz geformtes Element (7', 7") abgeschlossen ist.
6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Punktionsschaft ( 1 03) einen starren Stabilisierungsmantel (2, 2') aufweist, und der Stabilisierungsmantel (2, 2') aus der Metalle, Keramiken oder Kunststoffe umfassenden Materialgruppe aufgebaut ist und ein einem transparenten Teil zugewandtes Ende aufweist, das sich konisch verjüngt (3) .
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der starre Stabilisierungsmantel (2, 2') mit äquidistanten Markierungen versehen ( 1 0) ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass der starre Stabilisierungsmantel (2) mit dem transpartenten Hohlzylinder ( 1 ) verklebt ist.
9. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass in einer Ausführungsvariante der starre Stabilisierungsmantel (2') über den transparenten Hohlzylinder (1 ) geschoben und in verschiedenen Positionen fixierbar ist.
1 0. Vorrichtung nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass in einer Ausführungsvariante der starre Stabilisierungsmantel (2, 2') innerhalb des transparenten Hohlzylinders ( 1 ) angebracht ist.
1 1 . Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Handstück ( 1 02) zwei Anschlüsse ( 1 1 , 1 2) für Zu- und Ablauf eines Fluids (6) sowie eine weitere Öffnung für einen Laserstrahlung zuführenden Lichtwellenleiter (9, 1 01 ) aufweist.
1 2. Vorrichtung nach Anspruch 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der die Laserstrahlung zuführende Lichtwellenleiter (9, 101 ) am Handstück (102) oder Punktionsschaft ( 1 03) fixiert ist und austretende Laserstrahlung über eine kurze Luft- oder Fluidstrecke (21 ) in das Diffusorelement (8) oder ein dem Diffusorelement vorgelagertes Lichtwellenleiterstück (9) einkoppelbar ist.
1 3. Vorrichtung nach Anspruch 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das Diffusorelement (8) fest mit dem Laserlicht übertragenden Lichtwellenleiter (9, 101 ) verbunden ist und Diffusorelement (8) und Lichtwellenleiter (9, 1 01 ) durch eine Öffnung des Handstücks bis zum distalen Ende des Punktionsschaft ( 103) vorgeschoben werden können.
14. Vorrichtung nach Anspruch 1 3, dadurch gekennzeichnet, dass der das Diffusorelement (8) tragende Lichtwellenleiter (9, 1 01 ) durch eine Arretierung ( 1 4, 1 5) am Handstück (102) fixiert ist.
1 5. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, gekennzeichnet, durch einen Sterilüberzug (24) der über den gesamten Punktionsschaft ( 1 03) gezogen und distal verschlossen ist, eng anliegt und vorzugsweise austemperaturstabilem, transparentem und gut wärmeleitendem Kunststoff gefertigt ist.
1 6. Vorrichtung nach Anspruch 1 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Sterilüberzug (24) nach Durchführung der Therapie vernichtet werden kann.
1 7. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, gekennzeichnet, durch eine Führung ( 1 1 3) und wenigstens einer Messsonde ( 1 1 2), wobei die Führung ( 1 1 3) in einer speziellen Ausführungsform am Handstück ( 102) oder am Punktionsschaft ( 1 03) eine variabel einstellbar derart befestigt ist, dass parallel zum Punktionsschaft ( 1 03) in definiertem radialen und axialen Abstand zum Diffusorelement (8) ein oder mehrere Meßsonden ( 1 1 2) im oder auf dem Körpergewebe ( 1 04) positionierbar sind und die vorzugsweise mit äquidistanten Markierungen versehen ist.
1 8. Vorrichtung nach Anspruch 1 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Führung (1 13) zusammen mit den Meßsonden ( 1 1 2) arretiert aber lösbar mit dem Handstück (1 02) oder dem Punktionsschaft ( 103) verbunden ist.
1 9. Vorrichtung nach Anspruch 1 7 oder 1 8, kennzeichnet eine Steuerung/- Regelung, die ausgebildet ist, mit den Messsonden ( 1 1 2) gemessene Temperaturen bzw. radiale Temperaturprofile zur Leistungseinstellung im Rahmen einer On-Iine-Regelung ( 1 14, 1 1 5) oder zum Abschalten des Lasers ( 1 00) zu verwenden.
20. Vorrichtung nach Anspruch 1 7 oder 1 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuerung/Regelung ausgebildet ist mit den Messsonden ( 1 1 2) gemessenen Autofluoreszenzen bzw. radiale Autofluoreszenzprofile zur Leistungseinstellung im Rahmen einer On-Iine-Regelung ( 1 14, 1 1 5) oder zum Abschalten des Lasers ( 100) zu verwenden.
21 . Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine stabile Schutzkappe (25), deren Länge über die Punktionsschaftlänge hinausgeht, die für Transport, Lagerung und Sterilisation als Schutz vor Beschädigung des Punktionsschaftes sowie als Verletzungsschutz befestigt wird.
22. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass alle verwendeten Materialien und Klebstoffe sterilisierbar und damit mehrfach verwendbar sind.
23. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass alle verwendeten Materialien kompatibel mit der Kernspintomographie sind.
24. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass dem Fluid (6) ein Kontrastmittel zugesetzt wird, das die Darstellung des Punktionsschaftes ( 1 03) mit einem bildgebenden Verfahren verbessert.
25. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Luftblase ( 1 8) oder ein Kontrastmittel (1 8), die vorzugsweise im Bereich der Spitze (7) des Punktionsschaftes ( 1 03) zur Verbesserung des Ultraschallkontrastes eine Luftblase ( 1 8) oder ein Kontrastmittel ( 1 8) eingeschlossen wird.
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9044594B2 (en) 2010-02-21 2015-06-02 C Laser, Inc. Laser generator for deep tissue laser treatments using low intensity laser therapy causing selective destruction of nociceptive nerves
US9149647B2 (en) 2008-12-14 2015-10-06 C Laser, Inc. Method for deep tissue laser treatments using low intensity laser therapy causing selective destruction of Nociceptive nerves
US9265576B2 (en) 2010-02-21 2016-02-23 C Laser, Inc. Laser generator for medical treatment
US9693825B2 (en) 2008-12-14 2017-07-04 C Laser, Inc. Fiber embedded hollow needle for percutaneous delivery of laser energy
US10206742B2 (en) 2010-02-21 2019-02-19 C Laser, Inc. Fiber embedded hollow spikes for percutaneous delivery of laser energy

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE202005017518U1 (de) * 2005-11-04 2007-03-08 Kämpfert, Marco Stabendoskop
ATE517584T1 (de) * 2006-12-05 2011-08-15 Elesta S R L Ein satz optischer fasern zur perkutanen ablativen behandlung
DE102008046825B4 (de) * 2008-09-11 2010-11-25 Starmedtec Gmbh Laser-Handstück

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2403063A1 (fr) * 1977-09-15 1979-04-13 Ki Gi Instrument cryochirurgical
US4693244A (en) * 1984-05-22 1987-09-15 Surgical Laser Technologies, Inc. Medical and surgical laser probe I
DE4211526A1 (de) * 1992-04-06 1993-10-07 Berlin Laser Medizin Zentrum Optischer Arbeitsschaft zur Photo-Thermotherapie
EP0624342A1 (de) * 1993-05-14 1994-11-17 Becton, Dickinson and Company Instrument mit verbesserter Ultraschall-Sichtbarkeit
US5373571A (en) * 1993-03-16 1994-12-13 Spectran Specialty Optics Company Fiber optic diffuser tip
US5401270A (en) * 1990-12-19 1995-03-28 Carl-Zeiss-Stiftung Applicator device for laser radiation
EP0792663A2 (de) * 1991-04-05 1997-09-03 Indigo Medical, Inc. Vorrichtung mit laserlichtdurchlässiger Nadel
DE19614780A1 (de) * 1996-04-04 1997-10-09 Somatex Medizintechnische Inst Laserapplikationsset
WO1999049936A1 (en) * 1998-03-30 1999-10-07 Laser Industries Ltd. Device for treating tissue volumes

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0292695B1 (de) * 1987-05-25 1993-02-17 Deutsche Aerospace AG Einrichtung zur zirkumferenziellen Bestrahlung von Objekten
US5169396A (en) * 1990-06-08 1992-12-08 Kambiz Dowlatshahi Method for interstitial laser therapy
DE4237286A1 (de) * 1992-04-06 1994-05-05 Laser Medizin Zentrum Ggmbh Be Verfahren und Vorrichtung zur Effizienzsteigerung eines optischen Arbeitsschaftes zur Photo-Thermotherapie
DE4403134A1 (de) * 1993-05-14 1995-08-03 Laser Medizin Zentrum Ggmbh Be Kombinationsvorrichtung zur thermischen Verödung biologischen Gewebes
CA2199384C (en) * 1994-09-09 2006-06-06 Edward L. Sinofsky Phototherapeutic apparatus
DE19702898A1 (de) * 1996-04-04 1998-07-23 Somatex Medizintechnische Inst Laser-Applikationskatheter
DE19739456B4 (de) * 1997-09-03 2008-01-03 Trumpf Medizin Systeme Gmbh + Co. Kg Applikationsvorrichtung für die Behandlung von Körpergewebe mittels Licht

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2403063A1 (fr) * 1977-09-15 1979-04-13 Ki Gi Instrument cryochirurgical
US4693244A (en) * 1984-05-22 1987-09-15 Surgical Laser Technologies, Inc. Medical and surgical laser probe I
US5401270A (en) * 1990-12-19 1995-03-28 Carl-Zeiss-Stiftung Applicator device for laser radiation
EP0792663A2 (de) * 1991-04-05 1997-09-03 Indigo Medical, Inc. Vorrichtung mit laserlichtdurchlässiger Nadel
DE4211526A1 (de) * 1992-04-06 1993-10-07 Berlin Laser Medizin Zentrum Optischer Arbeitsschaft zur Photo-Thermotherapie
US5373571A (en) * 1993-03-16 1994-12-13 Spectran Specialty Optics Company Fiber optic diffuser tip
EP0624342A1 (de) * 1993-05-14 1994-11-17 Becton, Dickinson and Company Instrument mit verbesserter Ultraschall-Sichtbarkeit
DE19614780A1 (de) * 1996-04-04 1997-10-09 Somatex Medizintechnische Inst Laserapplikationsset
WO1999049936A1 (en) * 1998-03-30 1999-10-07 Laser Industries Ltd. Device for treating tissue volumes

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9149647B2 (en) 2008-12-14 2015-10-06 C Laser, Inc. Method for deep tissue laser treatments using low intensity laser therapy causing selective destruction of Nociceptive nerves
US9693825B2 (en) 2008-12-14 2017-07-04 C Laser, Inc. Fiber embedded hollow needle for percutaneous delivery of laser energy
US9044594B2 (en) 2010-02-21 2015-06-02 C Laser, Inc. Laser generator for deep tissue laser treatments using low intensity laser therapy causing selective destruction of nociceptive nerves
US9265576B2 (en) 2010-02-21 2016-02-23 C Laser, Inc. Laser generator for medical treatment
US9782221B2 (en) 2010-02-21 2017-10-10 C Laser, Inc. Treatment using low intensity laser therapy
US10206742B2 (en) 2010-02-21 2019-02-19 C Laser, Inc. Fiber embedded hollow spikes for percutaneous delivery of laser energy

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DE10008557A1 (de) 2001-10-25

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