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Diese Erfindung betrifft eine Vorrichtung
mit den Merkmalen des Oberbegriffs von Anspruch 1.
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Das grundsätzliche Verfahren, das gegenwärtig zur
Behandlung von Gehirntumoren in Verwendung steht, ist die operative
Resektion. Eine derartige Behandlung ist notwendigerweise mit einer
bedeutenden physischen Verletzung von gesunden umgebenden Geweben
verbunden, insbesondere, wenn der Tumor tiefsitzend, tief innerhalb
des Gehirns gelegen ist. Gegenwärtig
ist die verbreitetste Behandlung, die in Verbindung mit der chirurgischen
Resektion verwendet wird, die Strahlentherapie.
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Die Strahlentherapie wird typischerweise
mit Unterstützung
durch Stereotaxie verabreicht, um eine genaue Lokalisierung der
Wirkungen der Strahlung im Tumor zu erzielen. Stereotaxie wird mit
einem externen Rahmengestell ausgeführt, das am Schädel des
Patienten angebracht ist. Durch diese stereotaktischen verfahren
kann die Strahlung genau auf den Tumor fokussiert werden, um eine
Nekrose des Tumorgewebes zu erzielen. Wenn der Umfang des Tumorgewebes über eine
bestimmte Größe hinausgeht,
kann die durch die Bestrahlung ausgelöste Nekrose ernste Nebenwirkungen
aufweisen. Die durch die Bestrahlung ausgelöste Nekrose kann tatsächlich wie
ein Tumor wachsen. Zusätzlich
kann sich an der Stelle des Tumors Flüssigkeit ansammeln, und das Ödem, das
sich daraus ergibt, kann Langzeitwirkungen aufweisen und möglicherweise
sogar zum Tod führen.
Wenn in Verbindung mit der Strahlungstherapie Chemotherapie verwendet
wird, werden die Gefahren, die mit der durch die Bestrahlung ausgelösten Nekrose
verbunden sind, vergrößert.
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Gegenwärtig ist auch eine Behandlung
von Gehirntumoren durch Laserchirurgie bekannt. Derzeit sind die
Laser, die für
diesen Zweck verwendet werden, entweder CO2-Laser oder
Nd: YAG-Laser. Beide Laser verwenden Wärmeenergie, um das Tumorgewebe
zu verdampfen oder zu koagulieren. Es kommt jedoch vor, daß das Anlegen
einer ausreichenden Wärmeenergie
zum Erzielen einer Tumorgewebenekrose durch diese Apparate notwendigerweise
auch die umgebenden Gewebe erhitzt.
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Gegenwärtige Verfahren für die Laserchirurgie
von Gehirntumoren erfordern, daß der
Laser entweder manuell oder stereotaktisch geführt wird. In beiden Fällen sind
langwierige Vorgänge
erforderlich. Gegenwärtig
verwendete Laser müssen
von einem ausgedehnten Bereich von Winkeln her auf den Tumor fokussiert
werden, und somit beeinträchtigt
die Behandlung notwendigerweise eine große Menge an dazwischenliegendem
Gewebe und benötigt
sie eine merkliche Menge an Zeit. Da die Gewebeentfernung durch
gegenwärtig
verwendete Laser durch Wärme ausgelöst wird,
und durch die Notwendigkeit eines ausgedehnten Bereichs von Zugangswinkeln,
kommt es zu einem beträchtlichen
Ausmaß an
Wärmeausdehnung
des umgebenden gesunden Gewebes. Das Ergebnis ist, daß die gegenwärtig bekannten
Verfahren der Laserchirurgie keine bedeutende Verbesserung in Bezug
auf früher
bekannte chirurgische Techniken darstellen.
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Eine Vorrichtung der oben erwähnten Art
zur Verwendung eines Laserstrahls bei der stereotaktischen Laserneurochirurgie
ist in WAHRBURG ET AL.: "Concept
of a novel Laser Probe for Minimal Invasive Applications in Neurosurgery" MECHATRONICS, Band
6, Nr. 4, Juni 1996, Großbritannien,
Seiten 479 bis 489, offenbart. Durch die offenbarte Vorrichtung
gibt es keine Mittel zur Feststellung der tatsächlichen Position des Brennpunkts,
der den Punkt der Behandlung darstellt. Es ist nur möglich, das
behandelte Gewebe festzustellen. Das Feststellen des behandelten
Gewebes bedeutet das Feststellen des Ergebnisses, aber nicht des
Arbeitspunkts. Daher ist es nicht möglich, die Stelle des Behandlungspunkts genau
hinsichtlich der Position und der Zeit festzustellen. Die Feststellung
muß während Unterbre chungen
der Behandlung durch die Abbildungsmittel erfolgen. Somit gibt es
einen Zeitunterschied zwischen der Behandlung und der Abbildung
des operativen Bereichs einschließlich des Ergebnisses der vorgenommenen
Behandlung. Dies ist für
eine Leistung mit hoher Genauigkeit nicht günstig.
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Das erwähnte Problem, das eine Echtzeitfeststellung
des Behandlungspunkts unmöglich macht,
besteht auch in der Vorrichtung, die in AUER ET AL.: "Endoscopic Neurosurgery" SPIE OPTICAL ENGINEERING
PRESS, Band MS11, 1. Januar 1990, BELLINGHAM, WASHINGTON, USA, Seiten 643
bis 656, offenbart ist.
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Es ist daher die zugrundeliegende
Absicht der Erfindung, die obenerwähnten Probleme zu lösen und
eine Vorrichtung der obenerwähnten
Art in einer solchen Weise zu verbessern, daß ein Feststellen des Punkts
der Behandlung in Echtzeit möglich
wird. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist, eine genaue Steuerung
des Eingriffs verfügbar
zu machen.
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Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung
dadurch erfüllt,
daß der
Lichtstrahl des Plasmafunkens am Brennpunkt mittels eines Strahlteilers
in eine Feststelleinheit zurückgestrahlt
wird.
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Geeignete Entwicklungen können den
Unteransprüchen
entnommen werden.
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Die vorliegende Erfindung verbessert
die Wirksamkeit der Laserchirurgie gegenüber Gehirntumoren durch Verwenden
einer Art von Laser, die ein wirksameres Gewebeentfernungsschema
aufweist, und durch Anlegen des Laserstrahls vom Inneren des Tumors
her, um die Menge des umgebenden gesunden Gewebes, das andernfalls
beeinträchtigt
werden könnte,
zu verringern.
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Was erstens die Art des Lasers betrifft,
wird ein leistungsfähiger
Festkörperlaser
verwendet, wobei die Impulslängen
im Bereich von einem Hundertstel bis zu einhundert Picosekunden
liegen. Die Impulse von einem derartigen Laser brechen durch einen Mechanismus
einer nichtthermischen Photoaufspaltung des Gewebes kleine Abschnitte
von Tumorgewebe genau ab und beseitigen dadurch den Tumor durch
Abtragung. Es gibt keine erkennbaren Wirkungen in umgebenden Geweben.
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Was zweitens das Anlegen des Lasers
vom Inneren des Tumors her betrifft, wurde eine Lasersonde erdacht,
die die Laserenergie bei einem minimalen Ausmaß der Verletzung von dazwischenliegendem
Gewebe an der genauen Stelle des Tumors anlegt. Die Sonde ist ausreichend
klein, um bei einer minimalen Verletzung entlang des Zugangswegs
in einen Tumor zu reichen. Ferner wird häufig ein einzelner Zugangsweg
ausreichen, was den ausgedehnten Bereich von Zugangswinkeln, der
durch früher
verwendete Laserausrüstungen
notwendig gemacht wurde, vermeidet. Der Laserstrahl wird von einer
seitlichen Öffnung
am distalen Ende der Sonde, rechtwinkelig zur Achse der Sonde, oder
von einer vorwärts
gerichteten Öffnung
am distalen Ende der Sonde ausgestrahlt, um ein Ziel innerhalb des
Tumors zu treffen. Der Laserstrahl wird dann gemäß einer geplanten Abfolge bewegt,
um Tumorgewebe fortschreitend abzutragen, bis das gesamte Gewebe entfernt
ist.
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Der Picosekundenlaser mit hoher Leistung nimmt
die Photoaufspaltung des Zielgewebes durch einen Wechselwirkungsmechanismus
vor, der plasmavermittelte Abtragung genannt wird. Wo eine bestimmte
Abtragung von örtlich
begrenztem Gewebe erwünscht
ist, wird der Laser scharf auf die Gewebeoberfläche fokussiert, wodurch am
Brennfleck, wo eine hohe Leistungsdichte besteht, ein Mikroplasma erzeugt
wird. Das Mikroplasma dehnt sich rasch aus, wodurch eine Aushöhlungsblase
und eine Schockwelle erzeugt wird. Die Aushöhlungsblase belegt das Gewebe
mit einer Beanspruchung, und die Schockwelle erzeugt einen Druckgradienten
im Gewebe, was zu einer mechanischen Aufspaltung des Gewebeabschnitts
führt.
Auf diese Weise wird das Tumorgewebe in sehr kleine Teilchen zerlegt.
Der Energiepegel des Lasers wird gesteuert, um die Abtragungsschwelle
zu erreichen, aber nicht beträchtlich zu überschreiten.
Dies führt
zu einer Abtragung des Zielgewebes mit unwesentlichen mechanischen
Auswirkungen auf das umgebende Gewebe. Sogar bei höheren Energien
verschwinden die Auswirkungen auf das umgebende Gewebe innerhalb
von dreihundert Mikron vom Brennfleck.
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Die Lasersonde weist einen starren
röhrenförmigen Abschnitt
und einen Anbringungskörper auf,
der zu stereotaktischen Steuerzwecken an einem Kopfring angebracht
werden kann. Der röhrenförmige Abschnitt
der Sonde weist einen sehr kleinen Gesamtdurchmesser auf, und er
besteht aus drei gleichachsigen Röhren. Andere Röhrenanordnungen könnten ebenfalls
verwendet werden. Die erste, innere, Röhre stellt einen Kanal für den Laserstrahlweg bereit
und bringt die notwendigen optischen Vorrichtungen zur Steuerung
des Laserstrahls einschließlich einer
Fokussierlinse unter. Die zweite Röhre umgibt die erste Röhre, und
in der Nähe
des distalen Endes der zweiten Röhre
ist ein Spiegel angebracht, um den Laserstrahl abzulenken. Ein Raum
zwischen der ersten Röhre
und der zweiten Röhre
stellt einen Flußweg
zum Spülen
von Flüssigkeit
zum distalen Ende der Sonde bereit. Die Spülflüssigkeit wird im Raum zwischen
der ersten Röhre
und der zweiten Röhre
hinuntergepumpt, um den Spiegel zu reinigen und abgetragene Gewebeteilchen
in der Nähe
des distalen Endes der Sonde in eine Aufschwemmung zu bringen. Die
dritte, äußere, Röhre umgibt
die erste und die zweite Röhre,
und ein Raum zwischen der zweiten Röhre und der dritten Röhre stellt
einen Flußweg zum
saugenden Spülen
von Flüssigkeit
zum proximalen Ende der Sonde bereit. Die angesaugte Flüssigkeit
transportiert die aufgeschwemmten Gewe beteilchen und jedwede angesammelte
biologische Flüssigkeit
vom operativen Bereich in der Nähe
des distalen Endes der Sonde weg. Daher entfernt ein ununterbrochenes
Spülen
und Ansaugen des operativen Bereichs während des Auftretens der Abtragung
die Teilchen des Tumorgewebes, während
diese durch die Abtragung losgebrochen werden. Der Fluß in den
Flußwegen
für das
Spülen
und das Ansaugen kann auch gesteuert werden, um den Druck im Schädelinneren
zu regulieren.
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Der Spiegel ist in der Nähe des distalen
Endes der Sonde gelegen. Der Laserstrahl verläuft der Länge nach durch die innere Röhre zum
Spiegel am distalen Ende der zweiten Röhre. Der Winkel des Spiegels
ist so eingerichtet, daß der
Laserstrahl in einem Winkel von etwa neunzig Grad zurückgestrahlt wird,
was verursacht, daß der
Laserstrahl die Sonde durch eine seitliche Öffnung in der Röhre entlang
eines Wegs verläßt, der
etwa senkrecht zur Längsachse
der Sonde verläuft.
Die zweite Röhre,
an der der Spiegel angebracht ist, ist in der Längsrichtung sowohl proximal
als auch distal beweglich, um zu verursachen, daß sich der Austrittspunkt des
Laserstrahls in der Längsrichtung
entlang der Sonde bewegt.
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Die Fokussierlinse ist im Inneren
der inneren Röhre
proximal zum Spiegel gelegen. Die Anordnung der Fokussierlinse in
Bezug auf den Spiegel wird durch eine drehende Bewegung der inneren
Röhre in Bezug
auf die zweite Röhre
genau gesteuert, um den Laserstrahl in einer ausgewählten Entfernung
von der Achse der Sonde entfernt genau zu fokussieren. Die ausgewählte Entfernung
wird gewählt,
um den Brennpunkt an der Oberfläche
des abzutragenden Tumorgewebes anzuordnen. Die erste und die zweite Röhre können auch
gemeinsam bewegt werden, um eine gewünschte fokale Entfernung aufrechtzuerhalten,
während
der Austrittsweg des Laserstrahls in der Längsrichtung bewegt wird.
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Die zweite Röhre kann gedreht werden, um zu
verursachen, daß sich
der Spiegel und der Austrittslaserstrahl über einen ausgewählten Winkel
bewegen. Der Winkel, über
den der Spiegel und der Laserstrahl gedreht werden, kann jedweder
Winkel bis hin zu 360 Grad sein. Da der Laserstrahl an einem Punkt
außerhalb
der Sonde fokussiert wird, verläuft der
Brennpunkt über
einen Bogen, während
sich der Spiegel über
den ausgewählten
Winkel dreht. Falls gewünscht,
kann der Bogen einen vollständigen Kreis
bilden.
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Zusätzlich zur Drehbewegung können der Spiegel
und die Fokussierlinse wie oben erwähnt gemeinsam entlang der Längsachse
der Sonde entweder in die distale oder in die proximale Richtung
bewegt werden. Während
dieser Bewegung kann die Entfernung zwischen dem Spiegel und der
Linse genau konstant aufrechterhalten werden, um zu gewährleisten,
daß die
senkrechte Entfernung des Brennpunkts von der Sondenachse konstant
bleibt. Diese Längsbewegung
kann durch eine gleichzeitige Bewegung der ersten und der zweiten
Röhre vollbracht
werden. Während
der Spiegel und die Linse in der Längsrichtung bewegt werden,
bewegt sich auch die Position des Brennpunkts in der Längsrichtung, wodurch
ihre ausgewählte
Entfernung von der Sondenachse aufrechterhalten wird.
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Wenn die Längsbewegung des Spiegels und der
Linse mit der obenerwähnten
Drehung des Spiegels im Kreis herum kombiniert wird, wird der Brennpunkt
einem spiralförmigen
Weg folgen, der einen mit der Sonde gleichachsigen Zylinder erzeugt.
Anstelle des Erzeugens eines vollständigen Zylinders könnte durch
eine hin- und herlaufende Drehung des Spiegels über einen kleineren Bogen gleichzeitig
mit der Längsbewegung
des Spiegels und der Linse vielmehr ein Abschnitt eines Zylinders
beschrieben werden.
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Anstelle einer gleichzeitigen Drehung
und Längsbewegung
könnte
der Spiegel alternativ über einen
gewünschten Bogen
gedreht werden, während die
Längsposition
stationär
gehalten wird, worauf eine zunehmende Längsbewegung des Spiegels und der
Linse und eine anschließende
Drehung des Spiegels folgt. Dieses schrittweise Schema könnte auch verwendet
werden, um einen teilweisen oder vollständigen Zylinder zu erzeugen.
Es ist leicht ersichtlich, daß Kombinationen
der Spiegeldrehung und der Längsbewegung
erdacht werden können,
um zu verursachen, daß der
Brennpunkt jedwedem Abschnitt eines zylinderförmigen Wegs entlang der Oberfläche des
Zielgewebes folgt und eine Schicht von Gewebe abträgt, während er
sich bewegt.
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Nach der Bewegung des Brennpunkts,
damit dieser wie oben beschrieben einem zylinderförmigen Weg
folgt, kann die Entfernung zwischen dem Spiegel und der Fokussierlinse
durch distales Bewegen der inneren Röhre geringfügig verringert werden, um die
senkrechte Entfernung des Brennpunkts von der Sondenachse zu vergrößern. Diese
neue Entfernung kann ausgewählt
werden, um den Brennpunkt auf der neu freigelegten Oberfläche des
Tumorgewebes anzuordnen, das nach der Entfernung der ersten zylinderförmigen Schicht
von Gewebe durch die Abtragung des Gewebes am sich bewegenden Brennpunkt
zurückbleibt.
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Als ein Beispiel kann das distale
Ende der Sonde anfänglich
in die Mitte des Tumors eingesetzt werden, wodurch in der Mitte
des Tumors ein zylinderförmiger
Hohlraum geschaffen wird, der durch die Sonde eingenommen wird.
Die Fokussierlinse kann dann bewegt werden, um den Brennpunkt in
der Nähe
der Oberfläche
der Sonde anzuordnen, wodurch der Laserstrahl auf die angrenzende
Oberfläche
des Tumorgewebes fokussiert wird. Eine Längs- und eine Drehbewegung
des Brennpunkts kann dann eine im Allgemeinen zylinderförmige Schicht
von Gewebe abtragen, die durch die Mitte des Tumors verläuft. Um
den Beginn des Vorgangs zu unterstützen, kann ein kleiner Ballonkatheter,
der an der Lippe der Lasersonde angebracht ist, die erste Schicht
von Gewebe ge ringfügig
auswärts
gerichtet verschieben. Die abgetragenen Gewebebruchstücke werden
dann zusammen mit der Spülflüssigkeit
durch Ansaugen durch die Sonde entfernt. Eine Einstellung des Brennpunkts
auf eine Stelle, die von der Sondenachse geringfügig weiter entfernt ist, gefolgt
von einer Wiederholung der Längs-
und der Drehbewegung wird zu einer Abtragung einer zweiten zylinderförmigen Schicht
von Tumorgewebe führen.
Dieser Vorgang kann wiederholt werden, bis der Tumor von der Mitte
her nach auswärts
vollständig
abgetragen und entfernt worden ist.
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Als eine Abänderung kann durch Einstellung der
senkrechten Entfernung zum Brennpunkt gleichzeitig mit einer Längs- und
einer Drehbewegung des Spiegels eine Schicht von Tumorgewebe von
einer unregelmäßigen Oberfläche abgetragen
werden. Dies gestattet, daß der
Brennpunkt, und folglich der Abtragungspunkt, vielmehr einer unregelmäßigen Oberfläche von
Tumorgewebe folgt, anstatt auf eine zylinderförmige Oberfläche beschränkt zu sein.
Dies kann wichtig sein, wenn die äußeren Schichten des Tumors
abgetragen sind, da der Tumor selten zylinderförmig geformt sein wird. Somit
können
die äußeren Schichten
des Tumors ohne Verletzung des umgebenden gesunden Gewebes photoaufgespalten und
entfernt werden.
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Während
der Durchführung
der Laserchirurgie wird es häufig
nötig sein,
Blutgefäße zu koagulieren,
um Blutungen zu vermeiden oder zu kontrollieren. Dies kann durch
Defokussieren des Laserstrahls und dann durch Verwenden des Strahls
zum Erhitzen des Bluts an der Stelle des Gefäßes erreicht werden. Ein zweiter
Laser wie ein Dauerstrichlaser, der fähig ist, Gewebe zu koagulieren,
kann ebenfalls verwendet werden. In beiden Fällen erfordert dies eine visuelle Überwachung
des operativen Bereichs während des
Eingriffs, um die Blutgefäße ausfindig
zu machen und zu identifizieren, wenn sie freigelegt werden.
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Ferner ist es bei der Vornahme dieser
Identifikation sehr hilfreich, wenn dem Chirurgen bestimmte Informationen
wie etwa hinsichtlich der Stelle, der Größe und der Form derartiger
Gefäße wie auch
andere Informationen über
den Tumor zur Verfügung stehen.
Derartige Informationen können
vor dem Eingriff durch Techniken wie etwa Röntgenstrahl-Computertomographie- (CT) und Magnetresonanz-Abbildung
(MR) erhalten werden. Die visuelle Überwachung in Echtzeit kann
mit einem konfokalen Laserrastermikroskop erreicht werden, das an
die Lasersonde angeschlossen ist. Die Echtzeitabbildung vom Mikroskop
kann mit den im Vorhergehenden erhaltenen Computertomographie- und
Magnetresonanz-Informationen verglichen werden, um die genaue Steuerung
des Eingriffs zu erleichtern. Ein Computer kann programmiert werden,
einem ausgewählten
Abtragungsweg zu folgen, oder die Sonde kann durch Eingabe von Computerbefehlen
in Echtzeit gelenkt werden. Auf diese Weise kann für den Eingriff
ein dreidimensionaler Plan erdacht werden und kann der Plan durch
eine Kombination aus manueller und Computersteuerung stereotaktisch
kontrolliert werden.
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Die Echtzeitüberwachung mit dem Laserrastermikroskop
kann mit einem Doppler-Durchflußmesser
verbessert werden, um Einzelheiten wie etwa einzelne Kapillargefäße festzustellen,
die zu klein sind, um visuell gesehen zu werden. Zusätzlich kann
Ultraschall verwendet werden, um größere Gefäße festzustellen. Ferner kann
ein Fluoreszenzspektrometer in die Lasersonde eingebaut werden,
um Tumorgewebe und gesundes Gewebe zu identifizieren und dazwischen
zu unterscheiden. Zusätzlich
kann Ultraschall verwendet werden, um die Tumorgrenzen in einem
makroskopischen Maßstab
sichtbar zu machen.
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Die neuartigen Merkmale dieser Erfindung hinsichtlich
ihres Aufbaus und ihres Betriebs werden am besten aus den in Verbindung
mit der beiliegenden Beschreibung ausgeführten beiliegenden Zeichnungen
verstanden werden, in denen sich gleiche Bezugszeichen auf gleiche
Teile beziehen, und in denen Nachstehendes gezeigt ist.
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Die neuartigen Merkmale dieser Erfindung wie
auch die Erfindung selbst sowohl hinsichtlich ihres Aufbaus als
auch ihres Betriebs werden am besten aus den in Verbindung mit der
beiliegenden Beschreibung ausgeführten
beiliegenden Zeichnungen verstanden werden, in denen sich gleiche
Bezugszeichen auf gleiche Teile beziehen, und in denen
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1 eine
teilweise Schnittansicht einer Lasersonde zur Verwendung bei der
vorliegenden Erfindung ist;
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2 eine
teilweise Schnittansicht eines Tumors ist, die ein typisches zylinderförmiges Gewebeentfernungsschema
zeigt;
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3 eine
schematische Ansicht des Apparats ist, der bei der vorliegenden
Erfindung verwendet wird;
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4 eine
schematische Ansicht der Systembestandteile ist, die zum Einstellen
der Position der Fokussierlinse zum Fokussieren des Laserstrahls
auf eine Gewebeschicht verwendet werden;
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5 eine
schematische Ansicht ist, die die Verwendung eines Aktivspiegels
zum Erreichen einer aktiv-optischen
Fokussierung zeigt;
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6 eine
schematische Ansicht ist, die die Verwendung eines Flüssigkristall-Lichtventils
(LCLV) zum Erreichen einer aktiv-optischen Fokussierung zeigt;
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7 eine
schematische Ansicht der verschiedenen Untersysteme ist, die für die vorliegende Erfindung
verwendet werden, um die Lichtverteilung des Brennpunktansprechens,
die Wellenform des schneidenden und/oder des Pilotlaserstrahls festzustellen;
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8 eine
schematische Ansicht des Apparats ist, der bei der vorliegenden
Erfindung verwendet wird, um den Druck im Schädelinneren zu steuern.
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Wie in 1 ersichtlich
legt eine Lasersonde 10 die Laserenergie an einer genauen
Stelle im Inneren des Tumors A an. Der röhrenförmige distale Abschnitt der
Sonde 10 weist einen Durchmesser von etwa 5,5 Millimetern
auf und ist ausreichend klein, um bei einer minimalen Verletzung
entlang des Zugangswegs in einen Tumor A zu reichen. Die Länge des röhrenförmigen Abschnitts
der Sonde 10 beträgt etwa
zehn Zentimeter. Der Laserstrahl 36 wird seitlich vom distalen
Ende der Sonde 10 senkrecht zur Achse der Sonde 10 ausgestrahlt,
um auf die Zieloberfläche
B im Inneren des Tumors A zu treffen. Das Fokussieren des Laserstrahls 36 auf
die Oberfläche B
trägt das
Oberflächengewebe
durch Photoaufspaltung ab, um lose Gewebebruchstücke oder -teilchen 38 zu
schaffen.
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Der distale Abschnitt der Lasersonde 10 ist ein
starrer röhrenförmiger Abschnitt,
der aus drei gleichachsigen hohlen Röhren 14, 16, 18 besteht. Andere
Röhrenanordnungen
könnten
ebenfalls verwendet werden. Die gleichachsigen Röhren 14, 16, 18 sind
an einem Anbringungskörper 12 angebracht. Die
erste, innere, Röhre 14 stellt
einen Kanal für
den Laserstrahlweg bereit und bringt die notwendigen optischen Vorrichtungen
zur Steuerung des Laserstrahls 36 einschließlich einer
Fokussierlinse 20 unter. Die zweite Röhre 16 umgibt die
erste Röhre 14 gleichachsig,
und in der Nähe
des distalen Endes der zweiten Röhre 16 ist
ein Spie gel 22 angebracht, um den Laserstrahl 36 abzulenken.
Der Laserstrahl 36 ist in der Figur nur zu Veranschaulichungszwecken
bildlich als zwei Strahlen dargestellt.
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Ein Raum 15 zwischen der
ersten Röhre 14 und
der zweiten Röhre 16 stellt
einen Flußweg 32 zum
Spülen
von Flüssigkeit
zum distalen Ende der Sonde 10 bereit. Es wurde festgestellt,
daß eine
isotonische Natriumchloridlösung
als Spülflüssigkeit
geeignet ist. Die Spülflüssigkeit
wird im Raum 15 zwischen der ersten Röhre 14 und der zweiten
Röhre 16 hinuntergepumpt,
um den Spiegel 22 zu reinigen und abgetragene Gewebeteilchen 38 in
der Nähe
des distalen Endes der Sonde 10 in eine Aufschwemmung zu
bringen. Die dritte, äußere, Röhre 18 umgibt
die erste und die zweite Röhre 14, 16.
Ein Raum 17 zwischen der zweiten Röhre 16 und der dritten
Röhre 18 stellt
einen Flußweg 34 zum
saugenden Spülen
von Flüssigkeit
zum proximalen Ende der Sonde 10 bereit. Die angesaugte
Flüssigkeit
transportiert die aufgeschwemmten Gewebeteilchen 38 und
jedwede angesammelte biologische Flüssigkeit vom operativen Bereich
in der Nähe
des distalen Endes der Sonde 10 weg. Daher entfernt ein
ununterbrochenes Spülen und
Ansaugen des operativen Bereichs während des Auftretens der Abtragung
die Teilchen 38 des Tumorgewebes, während sie durch die Abtragung
von der Oberfläche
B losgebrochen werden. Die Flußwege 32, 34 zum
Spülen
bzw. zum Ansaugen können durch
gegenwärtig
wohlbekannte Mittel gesteuert werden, um den Druck im Schädelinneren
auf einen gewählten
Pegel zu regulieren. Eine Rohrleitung 24, die am Sondenanbringungskörper 12 befestigt
ist, kann den Laserstrahl 36 vom Laser zur Sonde 10 führen. Andere
Anschlüsse
an den Anbringungskörper 12 können für die Spülflüssigkeit,
die angesaugte Flüssigkeit
und für
jedwede abbildende oder diagnostizierende Ausrüstungen hergestellt werden.
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Der Spiegel 22 ist in der
Nähe des
distalen Endes der Sonde 10 gelegen. Der Laserstrahl 36 verläuft der
Länge nach
durch die innere Röhre 14 zum Spiegel 22 am
distalen Ende der zweiten Röhre 16. Der
Winkel des Spiegels 22 ist so eingerichtet, daß der Laserstrahl 36 in
einem Winkel von etwa neunzig Grad zurückgestrahlt wird, was verursacht,
daß der Laserstrahl 36 die
Sonde 10 durch eine seitliche Öffnung 28 in der zweiten
Röhre 16 entlang
eines Wegs verläßt, der
etwa senkrecht zur Längsachse
der Sonde 10 verläuft.
Die zweite Röhre 16,
an der der Spiegel 22 angebracht ist, ist wie durch den
Pfeil 28 angegeben in der Längsrichtung sowohl proximal
als auch distal beweglich, um zu verursachen, daß sich der Austrittspunkt des
Laserstrahls 36 in der Längsrichtung parallel zur Achse
der Sonde 10 bewegt. Die Längsbewegung der zweiten Röhre 16 wird
durch ein Getriebe oder andere in der Technik bekannte Mechanismen
erreicht, die im Inneren des Anbringungskörpers 12 gelegen sind.
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Die Fokussierlinse 20 ist
im Inneren der inneren Röhre 14 proximal
zum Spiegel 22 gelegen. Die Anordnung der Fokussierlinse 20 in
Bezug auf den Spiegel 22 wird durch eine wie durch den
Pfeil 30 angegebene Längsbewegung
der inneren Röhre 14 genau
gesteuert, um den Laserstrahl 36 in einer ausgewählten Entfernung
von der Achse der Sonde 10 entfernt genau zu fokussieren.
Die ausgewählte
Entfernung wird gewählt,
um den Brennpunkt 37 an der freiliegenden Oberfläche B des
abzutragenden Tumorgewebes anzuordnen. Die Längsbewegung der inneren Röhre 14 wird
ebenfalls durch ein Getriebe oder andere in der Technik bekannte
Mechanismen erreicht, die im Inneren des Anbringungskörpers 12 gelegen
sind. Die erste und die zweite Röhre 14, 16 können auch
gemeinsam bewegt werden, um eine gewünschte fokale Entfernung aufrechtzuerhalten, während der
Austrittsweg des Laserstrahls in der Längsrichtung bewegt wird.
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Die zweite Röhre 16 kann gedreht
werden, um zu verursachen, daß sich
der Spiegel und der Austrittslaserstrahl über einen ausgewählten Winkel bewegen.
Die Drehung der zweiten Röhre 16 wird durch
ein Getriebe oder andere in der Technik bekannte Mechanismen erreicht,
die im Inneren des Anbringungskörpers 12 gelegen
sind. Der Winkel, über den
der Spiegel 22 und der Laserstrahl 36 gedreht werden,
kann jedweder Winkel bis hin zu 360 Grad sein. Da der Laserstrahl 36 an
einem Punkt 37 außerhalb
der Sonde 10 fokussiert wird, verläuft der Brennpunkt 37 über einen
Bogen, während
sich der Spiegel 22 über
den ausgewählten
Winkel dreht. Falls gewünscht,
kann der Bogen einen vollständigen
Kreis bilden.
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Ein leistungsfähiger Festkörperlaser wird verwendet, um
den Laserstrahl 36 zu erzeugen, wobei die Impulslängen im
Bereich von einem Hundertstel bis zu einhundert Picosekunden liegen.
Die Brennlänge
des Lasers wird unter Berücksichtigung der
Absorptionsverluste in der Spülflüssigkeit
so gewählt,
daß an
der Gewebeoberfläche
B eine Energiedichte von etwa fünfzig
Joule pro Quadratzentimeter erreicht wird. Die Abtragungstiefe eines
einzelnen Laserimpulses von einem derartigen Laser beträgt etwa
einhundert Mikrometer. Der Abtragungsbereich eines derartigen Impulses
beträgt
etwa einhundert Mikrometer mal einhundert Mikrometer. Die Impulse von
einem derartigen Laser brechen durch einen Mechanismus einer nichtthermischen
Photoaufspaltung des Gewebes kleine Abschnitte von Tumorgewebe genau
ab und beseitigen dadurch den Tumor durch Abtragung. Es gibt keine
erkennbaren Wirkungen in umgebenden Geweben.
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Der Picosekundenlaser mit hoher Leistung nimmt
die Photoaufspaltung des Zielgewebes durch einen Wechselwirkungsmechanismus
vor, der plasmavermittelte Abtragung genannt wird. Wo eine bestimmte
Abtragung von örtlich
begrenztem Gewebe erwünscht
ist, wie an der Oberfläche
B des Tumorgewebes, wird der Laser scharf auf die Gewebeoberfläche fokussiert,
wodurch am Brennfleck 37, wo eine hohe Leistungsdichte
besteht, ein Mikroplasma erzeugt wird. Das Mikroplasma dehnt sich
rasch aus, wodurch eine Aushöhlungsblase
und eine Schockwelle erzeugt wird. Die Aushöhlungs blase belegt das Gewebe
mit einer Beanspruchung, und die Schockwelle erzeugt einen Druckgradienten
im Gewebe, was zu einer mechanischen Aufspaltung des Gewebeabschnitts
führt.
Auf diese Weise wird das Tumorgewebe in sehr kleine Bruchstücke 38 zerbrochen. Der
Energiepegel des Lasers wird gesteuert, um die Abtragungsschwelle
zu erreichen, aber nicht beträchtlich
zu überschreiten.
Dies führt
zu einer Abtragung des Zielgewebes mit unwesentlichen mechanischen
Auswirkungen auf das umgebende Gewebe. Sogar bei höheren Energien
verschwinden die Auswirkungen auf das umgebende Gewebe innerhalb von
dreihundert Mikrometern vom Brennfleck 37.
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2 zeigt
eine Schnittansicht eines Tumors A mit der in den Tumor A eingesetzten
Sonde 10. Die Sonde 10 trägt von der Oberfläche B fortschreitend zylinderförmige Schichten
C, D, E von Tumorgewebe ab. Der Laserstrahl 36 ist im Verlauf
der Abtragung einer zylinderförmigen
Schicht C von der Oberfläche B
gezeigt, wobei er sich gleichzeitig in einer proximalen Richtung
durch den Tumor A bewegt, während
er sich im Kreis herum bewegt. Die gestrichelten Linien veranschaulichen
die gegenwärtig
entfernte Schicht C zusammen mit der vorher entfernten Schicht D
und der Schicht E, die vor der Entfernung von Schicht D entfernt
wurde. Es sollte verständlich
sein, daß andere
Schichten zwischen der Sonde 10 und der Schicht E vor der
Entfernung von Schicht E entfernt worden wären, doch im Interesse der
Klarheit der Zeichnung nicht gezeigt sind.
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3 zeigt
eine andere Ausrüstung,
die das Abbildungs- und Steuersystem 40 umfaßt, in dem
die Lasersonde 10 verwendet wird. Die Lasersonde 10 ist
in den Schädel
des Patienten P eingesetzt gezeigt. Die Lasersonde 10 ist
zur stereotaktischen Steuerung der Positionierung der Lasersonde 10 mittels
des Anbringungskörpers 12 an
einem wie in der Technik bekannten Kopfring 42 angebracht.
Eine Quelle 44 für
Spülflüssigkeit
und ein Ansaugmittel 46 sind an den Anbringungskörper 12 der
Lasersonde 10 angeschlossen. Ein leistungsfähiger Festkörperpicosekundenlaser 48 ist über eine
Strahlführungsoptik 60 und
ein flexibles Spiegelsystem 52 ebenfalls an den Anbringungskörper 12 angeschlossen.
Eine Abbildungsvorrichtung 54 und ein Steuer-Mikroprozessor 56 sind
ebenfalls an die Sonde 10 und den Kopfring 42 angeschlossen.
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Bei der Abbildungsvorrichtung 54 kann
es sich um ein Laserrastermikroskop, einen Laser-Doppler-Durchflußmesser
oder ein Fluoreszenzspektrometer oder Kombinationen davon handeln. Sichtwege
für diese
Vorrichtungen können
durch die Verwendung von Faseroptik oder andere Mittel durch die
Sonde 10 eingerichtet werden. Die Echtzeitabbildung kann
durch Ultraschall mittels einer stereotaktisch geführten Ultraschallsonde 60 vervollständigt werden.
Die Abbildungsvorrichtung 54 kann auch Vorkehrungen für die Eingabe
von Computertomographie- oder Magnetresonanz-Abbildungsdaten aufweisen,
was den Vergleich der Echtzeitabbildung mit der Computertomographie-
oder der Magnetresonanz-Abbildung gestattet. Der Steuer-Mikroprozessor 56 steuert
die Bewegung der Sonde 10 über den Kopfring 42 und
die Bewegung der Röhren 14 und 16 der
Sonde 10. Der Steuer-Mikroprozessor 56 steuert auch
die Abbildungsvorrichtung 54 und den Laser 48. Eine
Kartierung des Abtragungsschemas kann unter Verwendung von Abbildungsdaten,
die durch Ultraschall-, Computertomographie- und Magnetresonanzvorrichtungen
erhalten wurden, in den Steuer-Mikroprozessor 56 programmiert
werden. Eine manuelle Steuerung beim Abtragungsvorgang kann durch
eine Eingabe von Befehlen in den Steuer-Mikroprozessor 56,
während
der operative Bereich in Echtzeit betrachtet wird, erreicht werden.
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4 zeigt
Elemente des Systems, das verwendet werden kann, um die Position
der Fokussierlinse 20 der Sonde in einer Weise einzustellen,
die sicherstellt, daß der
Brennfleck 37 die gegenwärtige Gewebeoberfläche B im
Inneren des Tumors A trifft. Um dies zu tun, wird der Licht strahl 68 des
Plasmafunkens 62 mittels eines Strahlteilers 64 in
die Feststelleinheit 78 zurückgestrahlt. Der Lichtstrahl 68 wird
mittels eines zweiten Strahlteilers 66 überdies in zwei Arme geteilt.
Im ersten Arm wird die gesamte Stärke des Strahls 68 durch
den Photodetektor 76 festgestellt. Im zweiten Arm werden
Wellenlängen, die
zu einer Unterscheidung zwischen Plasmalicht, das vom Gewebe ausgestrahlt
wird, und Plasmalicht, das von spülender Flüssigkeit ausgestrahlt wird,
geeignet sind, getrennt und mittels Spektralfiltern 70 und
des Photodetektors 74 festgestellt. Diese Anordnung gestattet
einen Vergleich der getrennten Wellenlängen und gibt Informationen
darüber,
ob der Brennfleck 37 vor, auf oder hinter der Gewebeoberfläche B liegt.
Diese Informationen können
ferner in den Steuer-Mikroprozessor 56 eingegeben werden, um
den Laserstrahl 36 genau zu positionieren.
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5 zeigt
das Verfahren und den Apparat zum aktiven Steuern der Wellenform
und dadurch des Brennpunkts des schneidenden Laserstrahls 36 mittels
eines aktivoptischen Spiegels 82. Die einzelnen Elemente
des aktivoptischen Spiegels 82 können in einer in der Technik
bekannten Weise eingestellt werden, so daß die verzerrte Wellenfront 84 des schneidenden
Laserstrahls 36 geordnet werden kann, um in der Nähe der Gewebeoberfläche eine optimierte
Wellenfront zu erzielen, die zu einem scharfen Brennfleck 37 führt. Für die Zwecke
der vorliegenden Erfindung kann ein aktiv-optischer Spiegel von
einer wie in J. L. Bille, A. W. Dreher, G. Zinser "Scanning Laser Tomography
of the Living Human Eye" in "Noninvasive Diagnostic
Techniques in Ophthalmology",
hrsg. durch B. R. Masters, Springer-Verlag (1990), beschriebenen
Art verwendet werden. Die Wellenform 86 nach dem aktiv-optischen
Spiegel wird eingestellt, um Aberrationen des Laserlichtstrahls
am Ziel auszugleichen.
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Wie in 6 gezeigt
kann anstelle eines aktiv-optischen Spiegels ein Flüssigkristall-Lichtventil (LCLV) 90 verwendet
werden, um die gleichen Ergebnisse zu erreichen. Nach der vorliegenden
Erfindung kann das LCLV 90 ein räumlicher Lichtmodulator (SLM)
wie etwa ein LCLV wie beispielsweise ein räumlicher Lichtmodulator heχ 69 von
Moadowiak Optics, New Jersey, sein.
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7 veranschaulicht
zwei unterschiedliche Verfahren, um Informationen über die
Schärfe
und die Qualität
des Brennflecks 37 zu erhalten. Erstens wird ein Strahlteiler 94 verwendet,
um einen kleinen Bruchteil des Schneidelaserlichts, das von der
Gewebeoberfläche
zurückgestrahlt
wird, abzutrennen. Das Licht wird mittels der Linse 96 auf
eine Diodenanordnung 98 abgebildet. Die Diodenanordnung
mißt die
Form und dadurch die Schärfe
des Brennflecks 37. Zweitens wird ein Pilotstrahl 100,
der eine Wellenlänge
in der Nähe
von 670 nm aufweist, an der Gewebeoberfläche B zurückgestrahlt und verwendet, um
die Qualität
des Fokussiermittels festzustellen. Die Qualität des Brennflecks kann entweder
durch seine Abbildung mittels der Linse 106 auf die Diodenanordnung 108 und/oder
durch Trennen des Lichtstrahls unter Verwendung des Strahlteilers 104 und Messen
der Wellenform mittels eines Hartmann-Shack-Sensors, wo der Strahl 110 durch
die Linsenanordnung 112 auf die CCD 114 abgebildet wird,
gemessen werden. Diese Verfahren sind alle dadurch gekennzeichnet,
daß die
gemessene Stärkeverteilung
in einer Ebene, die mit der Fokalebene des schneidenden Strahls
und/oder des Pilotstrahls korrespondiert, mit einer idealen Stärkeverteilung verglichen
wird, und Steuersignale erlangt werden, um den aktiven Spiegel bzw.
den SLM so zu steuern, daß Abbildungsfehler
ausgeglichen werden.
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Ferner sind sie dadurch gekennzeichnet, daß die Wellenform
des Pilotstrahls durch einen Wellenfrontsensor, z. B. einen wie
in J. Liang, B. Grimm, S. Goelz, J. F. Bille "Objective measurement of the wave aberrations
of the human eye by the use of a Hartmann-Shack wavefront sensor" J. Opt. Soc. Am. Band
11, Nr. 7, Seiten 1949 bis 1957 (1994), beschriebenen Hartmann-Shack-Wellenfrontsensor
gemessen wird, mit einer idealen Wellenform vergleichen wird, und
Steuersignale erlangt werden, um den aktiven Spiegel bzw. den SLM
so zu steuern, daß Abbildungsfehler
ausgeglichen werden.
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DER EINGRIFF
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Das Gehirn wird durch Ultraschall-,
Computertomographie- oder Magnetresonanz-Techniken kartiert, um
den Tumor A ausfindig zu machen und Informationen über die
Größe und die
Form des Tumors A wie auch Informationen über die Stelle, die Größe und die
Form von Blutgefäßen zu entwickeln. Diese
Informationen werden in die Abbildungsvorrichtung 54 und
in den Steuer-Mikroprozessor 56 eingegeben. Der Steuer-Mikroprozessor 56 wird
programmiert, um die Anordnung und die Bewegung der Sonde 10,
die Ausrichtung des Laserstrahls 36 und die Impulsgabe
des Lasers 48 zum Abtragen und Entfernen des Tumorgewebes
zu steuern. Dies erstellt ein dreidimensionales Laserbehandlungsschema
für den
speziellen Tumor A.
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Der Schädel des Patienten wird für das Einsetzen
der Sonde 10 vorbereitet, und die Sonde 10 wird
in den Schädel
und etwa in die Mitte des Tumors A eingesetzt. Der Laser 48 wird
unter Strom gesetzt und durch den Steuer-Mikroprozessor 56 gemäß dem oben
erwähnten
Abtragungsprogramm auswählend
impulsweise ausgestrahlt. Gleichzeitig wird die Ausrichtung des
Laserstrahls 36 durch den Steuer-Mikroprozessor 56 durch
eine Drehbewegung der zweiten Röhre 16 und
durch eine Längsbewegung der
ersten und der zweiten Röhre 14, 16 gemäß dem Abtragungsprogramm
gesteuert. Entsprechend wird die Entfernung des Brennflecks 37 von
der Sonde durch den Steuer-Mikroprozessor 56 durch eine Längsbewegung
der ersten Röhre 14 in
Bezug auf die zweite Röhre 16 gemäß dem Abtragungsprogramm
gesteuert. Während
der Tumor durch Ab tragung photoaufgespalten wird, bricht das Gewebe
in sehr kleinen Bruchstücken 38 weg.
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Der Fortschritt des Abtragungsvorgangs kann
durch den Chirurgen auf einem Videomonitor an der Abbildungsvorrichtung
durch das konfokale Laserrastermikroskop beobachtet werden. Die
Echtzeitabbildung kann mit dem Laser-Doppler-Durchflußmesser
oder dem Fluoreszenzspektrometer verbessert werden. Der Laser-Doppler-Durchflußmesser
stellt durch wohlbekannte Mittel Frequenzverschiebungen im zurückgestrahlten
Licht fest, um Tumorgewebe oder einzelne Kapillaren, die zu klein sind,
um anderweitig gesehen zu werden, zu identifizieren. Zusätzlich kann
Ultraschall verwendet werden, um größere Gefäße festzustellen. Ein Signal, das
für die
Echtzeitabbildung kennzeichnend ist, wird mit einem Signal verglichen,
das für
die Computertomographie- oder die Magnetresonanz-Abbildung kennzeichnend
ist. Der Fehler zwischen den beiden Signalen kann durch den Steuer-Mikroprozessor 56 elektronisch
verglichen und auf ein Mindestmaß verringert werden, um den
Laserstrahl 36 genau zu positionieren.
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Das Fluoreszenzspektrometer benötigt das Färben von
Gewebe mit einem Farbstoff. Ein Farbstoff wie etwa Hematoporphyrin-Derivat
(HpD) kann durch wohlbekannte Mittel in den operativen Bereich gespritzt
werden, um die Verwendung des Fluoreszenzspektrometers beim Identifizieren
von Tumorgewebe als von gesundem Gewebe unterschieden zu ermöglichen.
Die Stärke
der Fluoreszenz kann gemessen werden, um gemäß wohlbekannten Vorgangsweisen
zwischen Tumorgewebe und gesundem Gewebe zu unterscheiden. Ferner
kann die Zeitverzögerung
der ausgestrahlten Fluoreszenz gemessen werden, um gemäß wohlbekannten
Vorgangsweisen Tumorgewebe und gesundes Gewebe zu identifizieren.
Zusätzlich
kann Ultraschall verwendet werden, um die Tumorgrenzen in einem
makroskopischen Maßstab
sichtbar zu machen.
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Blutgefäße können durch die Kartierungstechniken
der Computertomographie- und der Magnetresonanz-Abbildung durch
Ultraschallabbildung, visuell durch das Laserrastermikroskop, oder
durch andere Mittel ausfindig gemacht werden. Wenn man auf ein Blutgefäß stößt, kann
der Laserstrahl 36 defokussiert und zum Erhitzen des Bluts
im Gefäß verwendet
werden, um das Blut zu koagulieren und das Gefäß zu verschließen. Das
Blutgefäß kann auch durch
andere Mittel koaguliert werden.
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Der Steuer-Mikroprozessor 56 kann
die Ausrichtung, die Bewegung und die Impulsgabe des Laserstrahls 36 steuern,
um eine zylinderförmige Schicht
von Tumorgewebe abzutragen. Die Spülflüssigkeitsquelle 44 wie
etwa eine Pumpe stellt dem operativen Bereich eine Flüssigkeit
wie etwa eine isotonische Natriumchloridlösung bereit. Das Ansaugmittel 46 wie
etwa eine Vakuumpumpe saugt die Lösung zusammen mit jedweden
aufgeschwemmten Teilchen und anderen Bruchstücken vom operativen Bereich
an, um die Tumorgewebebruchstücke 38 anzusaugen.
Nach dem Abtragen einer zylinderförmigen Schicht kann die Brennweite
erhöht
werden, um den Brennpunkt auf der neu freigelegten Oberfläche des
Tumorgewebes anzuordnen. Eine wiederholte Handhabung des Laserstrahls 36 entfernt
dann eine zusätzliche
Schicht von Tumorgewebe. Die Achsenlänge des Zylinders, der abgetragen
werden kann, hängt
von der Brennlänge
des Laserstrahls 36 ab, die von der Leistungsabgabe des
Picosekundenlasers 48 abhängt. Ein typischer Apparat,
der eine verhältnismäßig beschränkte Laserleistung
aufweist, könnte auf
eine Bewegung des Laserstrahls 36 in Achsenrichtung von
etwa 20 Millimetern beschränkt
sein.
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8 zeigt
das Schema der Anordnung, die verwendet wird, um den Druck im Schädelinneren
zu steuern. Ein miniaturisierter Drucksensor 122 ist an der
Spitze der Sonde angebracht und mißt den Druck im Inneren des
Abtragungshohlraums 120 genau. Das Signal wird in die Mikroprozessor- Schnittstelle 130 eingegeben.
Mittels der Pumpen 44 und 46 und des Ventils 124 kann
der Fluß der
spülenden
Flüssigkeit
gesteuert werden. Die Flüssigkeit
kann durch die Durchflußmesser 126 und 128 gemessen
werden, welche das Ansaugen bzw. das Spülen messen. Das Signal der
Durchflußmesser
wird ebenfalls in die Schnittstelle 130 eingegeben.
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Bei Verwendung eines Picosekundenlasers mit
einer Impulsenergie von 2,5 Millijoule und einer Wiederholungsfrequenz
von 4 kHz beträgt
die Abtragegeschwindigkeit etwa vier Kubikmillimeter pro Sekunde
oder fünfzehn
Kubikzentimeter pro Stunde. Die gewünschte Leistungsdichte an der
Oberfläche des
Tumorgewebes beträgt
etwa fünfzig
Joule pro Quadratzentimeter.
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Die entfernten Schichten können entweder wie
veranschaulicht vollständig
zylinderförmig
oder Teilzylinder sein. Ferner können
sie gemäß dem Abtragungsschema,
das in den Steuer-Mikroprozessor 56 programmiert ist, andere
Formen aufweisen.
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Obwohl das wie hierin gezeigte und
ausführlich
offenbarte besondere VERFAHREN ZUM DURCHFÜHREN VON STEREOTAKTISCHER LASERCHIRURGIE
gänzlich
fähig ist,
die Aufgaben zu erfüllen
und die obenerwähnten
Vorteile bereitzustellen, versteht sich, daß es nur die gegenwärtig bevorzugten
Ausführungsformen
der Erfindung veranschaulicht und daß keine anderen Beschränkungen hinsichtlich
der hierin gezeigten Einzelheiten des Aufbaus oder der Gestaltung
als die in den beiliegenden Ansprüchen beschriebenen beabsichtigt
sind.
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Die vorliegende Erfindung stellt
eine Vorrichtung zur Verwendung eines Verfahrens, das bei der stereotaktischen
Laserneurochirurgie einen Laserstrahl zur Photoaufspaltung von bösartigem
Gewebe verwendet, bereit, wobei das Verfahren die folgenden Schritte
umfaßt:
Anordnen
einer hohlen Sonde, um einen extrakorporalen Zugang zum photoaufzuspaltenden
Gewebe einzurichten, wobei die hohle Sonde ein proximales Ende und
ein distales Ende aufweist und mit einem Kanal ausgebildet ist;
auswählendes
Anordnen eines Lichtreflektors in der Nähe des distalen Endes der Sonde;
Richten
des Laserstrahls auf einem Strahlweg durch den Kanal der Sonde,
damit er vom Lichtreflektor in eine vom Strahlweg wegführende Richtung
zurückgestrahlt
wird;
Positionieren einer Linse im Kanal proximal zum Spiegel,
um den Laserstrahl an einem gewünschten Brennpunkt
zu fokussieren; und
Bewegen des Lichtreflektors gemeinsam mit
einer Bewegung der Linse, um den Brennpunkt zur Photoaufspaltung
des Gewebes in einer vorherbestimmten Weise zu bewegen.
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Vorzugsweise umfaßt der Bewegungsschritt ferner
die folgenden Schritte:
Drehen des Lichtreflektors über einen
Bogen, um Gewebe in einer vorherbestimmten radialen Entfernung vom
Spiegel entlang des Bogens photoaufzuspalten; und
gleichzeitiges
Bewegen des Lichtreflektors und der Linse in einer proximalen/distalen
Richtung durch eine gleiche Entfernung, um Gewebe entlang aufeinanderfolgender
Bögen in
der proximalen/distalen Richtung photoaufzuspalten.
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Vorzugsweise beträgt dieser Bogen etwa dreihundertsechzig
Grad.
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Vorzugsweise beträgt ein Bereich zur Bewegung
in der proximalen/distalen Richtung etwa zwanzig Millimeter.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner den
Schritt des Bewegens der Linse in der proximalen/distalen Richtung
in Bezug zum Spiegel, um die radiale Entfernung des Brennpunkts
in Bezug zum Spiegel zu verändern.
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Vorteilhafterweise schafft die Photoaufspaltung
des Gewebes einen Plasmafunken, und umfaßt das Verfahren ferner den
Schritt des Steuerns der Bewegung der Linse in der proximalen/distalen
Richtung in Bezug zum Spiegel durch Feststellen des Lichts des Plasmafunkens,
um die Position des Brennpunkts in Bezug auf die gegenwärtige Gewebeoberfläche zu messen.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner den
Schritt des Steuerns der Wellenform des schneidenden Strahls durch
einen aktiven Spiegel.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner einen
Schritt des Steuerns der Wellenform des schneidenden Strahls durch
einen räumlichen
Lichtmodulator.
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Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
die folgenden Schritte:
Spülen
des Lichtreflektors mit einer Lösung
von isotonischem Natriumchlorid; und
Ansaugen der Lösung zusammen
mit photoaufgespaltenen Bruchstücken
von der Umgebung des Gewebes, um den Druck auf das Gewebe bei einem
vorgewählten
Pegel beizubehalten.
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Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
die folgenden Schritte:
Messen des Drucks im Schädelinneren;
und
Steuern des Drucks auf das Gewebe auf einen vorgewählten Pegel.
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Vorzugsweise weist der Laserstrahl
eine Energiedichte von etwa fünfzig
J/cm2 auf.
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Vorzugsweise umfaßt der Laserstrahl mehrere
Impulse, die eine Impulslänge
im Bereich von einem Hundertstel bis zu einhundert Picosekunden aufweisen.
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Vorzugsweise weist jeder Impuls im
Laserstrahl eine Impulsenergie von etwa 2,5 mJ auf und beträgt die Wiederholungsfrequenz
für die
Impulse des Laserstrahls etwa vier kHz.
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Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
die folgenden Schritte:
Verzögern des Bewegungsschritts,
um den Brennpunkt für
einen vorherbestimmten Zeitraum an einer Position zu fixieren; und
Defokussieren
des Laserstrahls, um an dieser Position Blut zu koagulieren.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner die
folgenden Schritte:
Identifizieren eines Blutgefäßes im photoaufzuspaltenden
Gewebe; und
Durchführen
des Verzögerungsschritts
und des Defokussierungsschritts an diesem Blutgefäß.
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Günstigerweise
wird der Identifizierungsschritt unter Verwendung eines konfokalen
Laserrastermikroskops zur Echtzeitbetrachtung des Gewebes ausgeführt.
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Alternativ wird der Identifizierungsschritt
unter Verwendung eines Laser-Doppler-Durchflußmessers zur Echtzeitbetrachtung
des Gewebes ausgeführt.
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Vorzugsweise beinhaltet der Identifizierungsschritt
die folgenden Schritte:
Färben
des photoaufzuspaltenden Gewebes;
Anregen des gefärbten Gewebes
mit einem Laserimpuls, der eine feste Wellenlänge aufweist; und
Messen
der Fluoreszenzstärke
des Gewebes als eine Anzeige und eine Identifikation des photoaufzuspaltenden
Gewebes.
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Günstigerweise
wird der Färbungsschritt
unter Verwendung von Hematoporphyrin-Derivat (HpD) ausgeführt.
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In einer anderen bevorzugten Ausführungsform
beinhaltet der Identifizierungsschritt die folgenden Schritte:
Färben des
photoaufzuspaltenden Gewebes;
Anregen des gefärbten Gewebes
mit einem Laserimpuls, der eine feste Wellenlänge aufweist; und
Messen
der Zeitverzögerung
der Fluoreszenz als eine Anzeige und eine Identifikation des photoaufzuspaltenden
Gewebes.
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Vorzugsweise wird der Färbungsschritt
unter Verwendung von Hematoporphyrin-Derivat (HpD) ausgeführt.
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Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
den Schritt des Bestimmens einer Grenze zwischen dem photoaufzuspaltenden
bösartigen
Gewebe und gesundem Gewebe.
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Günstigerweise
wird der Bestimmungsschritt unter Verwendung einer Ultraschall-Abbildung
zur Echtzeitbetrachtung des Gewebes ausgeführt.
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Alternativ wird der Bestimmungsschritt
unter Verwendung eines konfokalen Laserrastermikroskops zur Echtzeitbetrachtung
des Gewebes ausgeführt.
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Bei einer weiteren Alternative wird
der Bestimmungsschritt unter Verwendung eines Laser-Doppler-Durchflußmessers
zur Echtzeitbetrachtung des Gewebes durchgeführt.
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Vorzugsweise beinhaltet der Bestimmungsschritt
die folgenden Schritte:
Färben
des photoaufzuspaltenden Gewebes;
Anregen des gefärbten Gewebes
mit einem Laserimpuls, der eine feste Wellenlänge aufweist; und
Messen
der Fluoreszenzstärke
des Gewebes als eine Anzeige und eine Identifikation des photoaufzuspaltenden
Gewebes.
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Vorteilhafterweise beinhaltet das
Verfahren die folgenden Schritte:
Aufbauen einer Magnetresonanz-Abbildung
des photoaufzuspaltenden Gewebes;
Betrachten des photoaufzuspaltenden
Gewebes unter Verwendung eines konfokalen Laserrastermikroskops,
um eine Echtzeitabbildung des photoaufzuspaltenden Gewebes zu erzeugen;
und
Vergleichen der Magnetresonanz-Abbildung mit der Echtzeitabbildung,
um den Lenkschritt auszuführen.
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Vorzugsweise beinhaltet das Verfahren
die folgenden Schritte:
Aufbauen einer Magnetresonanz-Abbildung
des photoaufzuspaltenden Gewebes;
Betrachten des photoaufzuspaltenden
Gewebes unter Verwendung eines Laser-Doppler-Durchflußmessers,
um eine Echtzeitabbildung des photoaufzuspaltenden Gewebes zu erzeugen;
und
Vergleichen der Magnetresonanz-Abbildung mit der Echtzeitabbildung,
um den Lenkschritt auszuführen.
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Günstigerweise
schafft die vorherbestimmte Weise beim Schritt des Bewegens des
Spiegels ein gesondertes Stück
des photoaufzuspaltenden Gewebes.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner die
folgenden Schritte:
Aufbauen einer Magnetresonanz-Abbildung
des photoaufzuspaltenden Gewebes;
Erzeugen eines ersten Signals,
wobei das erste Signal ein Kennzeichen der Magnetresonanz-Abbildung ist;
Betrachten
des photoaufzuspaltenden Gewebes unter Verwendung eines Laser-Doppler-Durchflußmessers,
um eine Echtzeitabbildung des photoaufzuspaltenden Gewebes zu erzeugen;
Erzeugen
eines zweiten Signals, wobei das zweite Signal ein Kennzeichen der
Echtzeitabbildung ist;
Vergleichen des ersten Signals der Magnetresonanz-Abbildung
mit dem zweiten Signal der Echtzeitabbildung, um ein Fehlersignal
zu schaffen; und
Ausführen
des Bewegungsschritts, um das Fehlersignal auf ein Mindestmaß zu verringern.
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Vorzugsweise umfaßt das Verfahren ferner die
folgenden Schritte:
Anordnen eines Ballonkatheters in der Nähe des distalen
Endes der Sonde; und
auswärts
gerichtetes Verschieben der ersten Schicht von Gewebe durch Aufblasen
des Ballonkatheters.