DE4322955B4

DE4322955B4 - Invasives chirurgisches Instrument

Info

Publication number: DE4322955B4
Application number: DE4322955A
Authority: DE
Inventors: Gerhard Prof. Dr. Müller; Johannes Tschepe
Original assignee: Aesculap AG
Current assignee: Aesculap AG
Priority date: 1992-07-20
Filing date: 1993-07-09
Publication date: 2007-12-20
Anticipated expiration: 2013-07-10
Also published as: WO1994002074A1; DE4322955A1; JP3515783B2; US6238386B1; JPH06511410A

Abstract

Invasives chirurgisches Instrument mit einem proximalen und einem distalen Ende mit einer Ultraschallquelle (20; 30; 40), die eine therapeutisch wirksame Ultraschallstrahlung im Frequenzbereich 30 kHz bis 200 kHz erzeugt, und mit einer Laserstrahlquelle (7), die eine therapeutisch wirksame Laserstrahlung im Frequenzbereich zwischen 300 nm und 3 μm erzeugt, am proximalen Ende und mit einer vom proximalen zum distalen Ende führenden, einen Wellenleiter (3; 48) bildenden Glasfaser zur Übertragung der von der Ultraschallquelle erzeugten Ultraschallstrahlung und der von der Laserstrahlquelle erzeugten Laserstrahlung zum distalen Ende des Instrumentes.

Description

Die Erfindung betrifft ein invasives chirurgisches Instrument mit einer Ultraschallquelle und mit einer Laserstrahlquelle.
In der Medizin hat sich die Ultraschalltechnik sowohl in der Diagnostik als auch in der Therapie etabliert. Neben den bekannten extrakorporalen, bildgebenden Verfahren findet Ultraschall in der Diagnostik Anwendung in der Laparoskopie und in der Angioplastie. Beispielsweise wird im hochfrequenten Ultraschallbereich zwischen 5 MHz und 40 MHz mit einem Ultraschallkatheter Plaque in Arterien diagnostiziert.
In der offenen Chirurgie kommt niederfrequenter Leistungsultraschall zwischen 20 und 40 kHz zum Schneiden von Gewebe zum Einsatz. Beispielsweise wird in der Neurochirurgie und der allgemeinen Chirurgie die so genannte CUSA-Technik (Cavitation Ultrasonics Surgical Aspirator) vorzugsweise bei der Exzision von Hirn- und Lebertumoren verwendet. Der Vorteil der CUSA-Methode liegt in einem gewebedifferenzierenden Schneiden. Denn während die weichen Tumorzellen sich blutarm trennen lassen, bleiben die elastischen organversorgenden Gefäße und Nerven erhalten.
Einen endoskopisch nutzbaren Applikator, der Schall mit einer für das Schneiden von Gewebe ausreichenden Amplitude zur Verfügung stellt, gibt es aber bis heute nicht. Denn die bisher verwendeten metallischen Schall-Leiter besit zen zu hohe Verluste mit der Folge einer starken und für endoskopische Anwendungen unerwünschten Wärmeentwicklung im Schall-Leiter. Metallische Hohlwellenleiter und entsprechende Applikatoren für die Ultraschallangioplastie sind an sich bekannt und beispielsweise beschrieben von U. Stumpf "Die Erzeugung und Übertragung von Ultraschalldehnwellen hoher Energiedichten in flexiblen Wellenleitern im 20 kHz-Bereich für therapeutische Anwendungen" Disserta-tionsschrift an der RWTH Aachen, 1978.
Aus der internationalen Patentanmeldung Veröffentlichungsnummer WO 87/01269 ist es bekannt, flexible Glasfasern als Schall-Leiter bei einem bildgebenden Ultraschall-Diagnoseverfahren einzusetzen. Bei diesem Verfahren werden jedoch nur relativ geringe Schall-Leistungen über den Wellenleiter übertragen.
Auch aus der älteren aber nicht vorveröffentlichten Patentanmeldung DE 41 15 447 sowie der Patentanmeldung DE 41 03 145 ist es bekannt, Ultraschall beispielsweise mit Hilfe von Quarzglasfasern in das Körperinnere zu übertragen, einmal zur Überwachung des Zerstörungsgrads von Konkrementen bei der extrakorporalen Stoßwellenlithotripsie, zum anderen beispielsweise für die medizinische Endosonografie. In beiden Fällen wird jedoch ebenfalls nur eine relativ geringe Schall-Leistung von dem Quarzglaswellenleiter übertragen. Insoweit in der vorstehend genannten DE 41 03 145 zusätzlich die Übertragung optischer Signale bzw. von Lichtenergie angesprochen ist, handelt es sich auch hierbei nur um geringe Strahlungsintensitäten wie sie beispielsweise zur Beleuchtung des mit dem Endoskop anvisierten Objekts benötigt werden.
Des Weiteren ist es bekannt, über optische Lichtwellenleiter, insbesondere auch aus Quarzglas, hochintensives Licht bzw. Laserstrahlung zu transportieren und diese Strahlung beispielsweise mit Hilfe von Endoskopen und Kathetern zum Schneiden und Koagulieren von Gewebe im Körperinneren zu nutzen.
Die beiden angesprochenen Verfahren, die Ultraschalltherapie nach der zum Beispiel CUSA-Technik und die Laserchirurgie werden bisher jedoch alternativ benutzt, je nachdem ob das eine oder das andere Verfahren für den gewünschten Zweck besser geeignet ist. Eine Verbindung beider Verfahren ist bisher nicht bekannt geworden.
Aus der DE-0S 39 35 528 ist es bekannt, die Strahlung eines gepulsten Lasers für die Bearbeitung an biologischem Gewebe zu übertragen und gleichzeitig die distal bei der Bearbeitung auftretenden Stoßwellen über die Quarzglasfaser an einen proximal an die Faser angekoppelten Druckaufnehmer zurückzuleiten. Dieses bekannte System ist jedoch weder zur Ultraschalltherapie noch für die Ultraschalldiagnose geeignet.
Aus der US 4,587,972 ist es bekannt, über ein Glasfaserbündel sowohl Laserstrahlung als auch Ultraschallstrahlung zu übertragen. Dabei dient die Ultraschallstrahlung jedoch ausschließlich der Diagnose, die Frequenz der Ultraschallstrahlung liegt dementsprechend in einem relativ hohen Bereich zwischen 5 MHz und 10 MHz. Diese Druckschrift gibt keine Anregung dafür, therapeutisch wirksame Ultraschallstrahlung gleichzeitig oder alternierend mit der Laserstrahlung über dieselbe Glasfaser zu applizieren, um wahlweise mit der einen oder anderen Strahlung eine therapeutische Wirkung zu erzielen.
Bei einem weiteren, aus der US 4,729,373 bekannten Instrument wird Ultraschallstrahlung nicht über eine Glasfaser durch das ganze Instrument hindurch übertragen, sondern sie wird am distalen Ende des Instrumentes durch einen speziellen Ultraschallerzeuger erzeugt und dann nur auf eine Aufsetzspitze übertragen. Dazu sind elektrische Leitungen notwendig, die über die gesamte Länge des Instrumentes bis zu dem Ultraschallerzeuger geführt sind, und diese nehmen Platz weg, der gerade bei invasiv eingesetzten Instrumenten für andere Zwecke benötigt wird.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein invasives chirurgisches Instrument anzugeben, mit dem einerseits Ultraschallenergie zu Therapiezwecken sowie andererseits Laserenergie gleichzeitig beziehungsweise während ein und desselben Behandlungsvorganges in das Körperinnere übertragen werden können.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein invasives chirurgisches Instrument mit einem proximalen und einem distalen Ende mit einer Ultraschallquelle, die eine therapeutisch wirksame Ultraschallstrahlung im Frequenzbereich 30 kHz bis 200 kHz erzeugt, und mit einer Laserstrahlquelle, die eine therapeutisch wirksame Laserstrahlung im Frequenzbereich zwischen 300 nm und 3 μm erzeugt, am proximalen Ende und mit einer vom proximalen zum distalen Ende führenden, einen Wellenleiter bildenden Glasfaser zur Übertragung der von der Ultraschallquelle erzeugten Ultraschallstrahlung und der von der Laserstrahlquelle erzeugten Laserstrahlung zum distalen Ende des Instrumentes.
Es kann dadurch simultan Laserenergie und Ultraschall mit der für die jeweilige medizinischen Applikation hinreichenden Leistung und dem geeigneten Frequenzbereich über den Wellenleiter ins Körperinnere übertragen werden. Damit wird es möglich, die Vorteile der beiden Verfahren miteinander zu kombinieren und beispielsweise mit Ultraschall sehr gewebedifferenziert zu schneiden, während gleichzeitig oder alternierend die Schnittränder mit Hilfe der Laserstrahlung koaguliert werden, um Blutungen zu verhindern. Andererseits ist es auch möglich, den Laser selektiv zum Schneiden der Gewebeteile einzusetzen, die sich mit Ultraschall nicht oder nur schwer trennen lassen. Somit ergeben sich neue, innovative Behandlungsmethoden im Rahmen der minimalinvasiven Medizin.
Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen des invasiven chirurgischen Instrumentes sind Gegenstand der Unteransprüche und in diesen beschrieben.
Die nachstehende Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen der Erfindung dient im Zusammenhang mit der Zeichnung der näheren Beschreibung.
Es zeigen
1: den Aufbau eines invasiven Instrumentes mit 2 getrennten Wellenleitern in stark vereinfachter, schematischer Darstellung;
2: eine erfindungsgemäß abgewandelte Variante des Instruments gemäß 1;
3: ein anderes Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Instruments;
4: ein weiteres bevorzugtes Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Instruments;
5: eine detailliertere Skizze des für die Instrumente nach 1 und 3 verwendeten Schallkopfs;
6: eine detailliertere Skizze des für die Instrumente nach 2 und 4 verwendeten Schallkopfs;
7: eine detailliertere Darstellung eines für hohle Wellenleiter geeigneten Schallkopfs;
8: ein Blockschaltbild der Elektronik für den Ultraschall-Diagnoseteil des Instruments nach 3;
9: eine vereinfachte Skizze, die den Einsatz des erfindungsgemäßen Instruments in Verbindung mit einem Endoskop verdeutlicht.
In 1 ist der Aufbau eines invasiven Instruments schematisch dargestellt. Dabei ist der Wellenleiter 3 eine kunststoffbeschichtete flexible Quarzglasfaser, wie sie zum Beispiel von der Ensign Bickford Optic Company unter der Bezeichnung HCP-fiber bezogen werden kann, am proximalen Ende an den in
5 näher dargestellten Ultraschallschwinger angekoppelt, der elektrisch mit einer Ansteuerelektronik 2 verbunden ist. Umgeben ist die Quarzglasfaser von einem ebenfalls flexiblen dünnen, koaxialen Hüllschlauch 4. In diesem Hüllschlauch 4 wird die Quarzglasfaser 3 von einem flüssigen Medium 5b umspült, das ein Spülaggregat 5a liefert. Bei dem flüssigen Medium handelt es sich beispielsweise um Glycerol (85 %). Die Flüssigkeit tritt am distalen Ende der Quarzglasfaser 3 aus dem Hüllschlauch 4 aus und dient dort als akustische Immersionsflüssigkeit, die den akustischen Kontakt zwischen dem Ende der Quarzglasfaser 3 und dem Körpergewebe 16 herstellt, auf das die Ultraschallenergie 1c gerichtet ist. Gleichzeitig dient die Flüssigkeit im Hüllschlauch 4 zur Kühlung der Quarzglasfaser 3.
Neben dem Wellenleiter 3 ist ein zweiter Wellenleiter 103, ebenfalls eine Quarzglasfaser, angeordnet. Über diese zweite Quarzglasfaser 103 wird der Strahl eines Therapielasers 7, der über eine Optik 6 umgelenkt und auf das proximale Eintrittsende der Faser 103 fokussiert ist, zum distalen Ende des Instrumentes übertragen. Die am distalen Ende austretende Laserstrahlung trifft direkt vor dem Wellenleiter 3, der die Ultraschallenergie überträgt, auf das Gewebe 16 auf.
Bei dem Laser 7 handelt es sich um einen Therapielaser, der im Wellenlängenbereich zwischen 300 nm und 3 μm, vorzugsweise im nahen Infrarot zwischen 1 μm und 1,5 μm strahlt, beispielsweise einen Nd:YAG-Laser. Die Quarzfasern 103 und 3 besitzen beide einen Durchmesser von mindestens 0,1 mm, im dargestellten Ausführungsbeispiel von 0,5 mm und sind zum Einen dafür geeignet, Lichtenergie mit einer Leistung von mindestens 5 Watt an das distale Ende zu transportieren, eine Leistung wie sie zum Koagulieren von Gewebe er forderlich ist. Sie sind ebenfalls dazu in der Lage, Ultraschallenergie von mindestens 5 Watt an das distale Ende zu transportieren, wie sie für das Schneiden bzw. Zertrümmern von Weichgewebe erforderlich ist, und zwar in einem Frequenzbereich zwischen 30 kHz und 200 kHz.
Mit der Ultraschallenergie 1c wird nun das Gewebe 16, beispielsweise ein Tumor, zertrümmert und über den im nicht dargestellten Endoskop vorhandenen Spülkanal abgesaugt, während gleichzeitig mit dem während der Behandlung aktivierten Laser 7 die verbleibenden Schnittränder zum gesunden Gewebe koaguliert werden.
In 5 ist der auf das proximale Ende des Wellenleiters 3 aufgesetzte Schallkopf 20 detaillierter dargestellt. Er besteht aus einem Dämpfungsglied 22 in Form einer Stahlscheibe, einem davor gesetzten Schallwandler in Form zweier Scheiben 23 aus piezokeramischem Material, einem Impedanzwandler 24 in Form einer ebenfalls zylindrischen Scheibe aus einem Material mit nachstehend noch zu bestimmenden Eigenschaften sowie einem Amplitudentransformator 25 in Form einen Tapers, der den Übergang von dem im Querschnitt größeren Durchmesser des Schallwandlers auf den kleineren Durchmesser des daran angesetzten Wellenleiters 3 herstellt und die aufgrund der Streckgrenze kleinere Auslenkung der Piezokeramik auf die größere longitudinale Amplitudenauslenkung des Quarzwellenleiters 3 vergrößert. Der Amplitudentransformator 25 besteht ebenfalls aus Quarzglas. Seine nach Art eines Schallhorns ausgebildete Exponentialform bewirkt, dass die Auslenkungsamplitude der von den Piezokeramikscheiben 24 erzeugten Ultraschallwelle umgekehrt proportional zum Durchmesser des Amplitudentransformators zunimmt. Mit 26 ist die Kunststoffschicht bezeichnet, von der käufliche Quarzglasfasern üblicherweise umhüllt sind.
Die für den Quarzglaswellenleiter distal maximal zulässige Amplitude der Auslenkung lässt sich berechnen:
Hierbei sind

P_Q:: max. Zugspannung in Quarz
C_Q:: Schallgeschwindigkeit in Quarz
D_Q:: spez. Dichte des Quarzes
f:: Frequenz des Ultraschalls

Um eine für die Ultraschalltherapie ausreichend hohe distale Auslenkungsamplitude zu realisieren, muss die aufgrund der Streckgrenze kleinere Auslenkung der Keramikscheiben 23 mit dem Amplitudentransformator 25 vergrößert werden. Besitzt dieser eine Exponentialform, nimmt die Auslenkungsamplitude umgekehrt proportional zum Durchmesser zu.
Für die Dimensionierung des Amplitudentransformators wird angenommen, dass der schlanke Teil des Transformationsstückes lambda/4 lang ist, der Querschnittssprung also im Spannungsbauch liegt.
Es gilt
Mit

D_ATd:: Dichte des Amplitudentransformators
C_ATd:: Schallgeschwindigkeit im Amplitudentransformator

Da sowohl Wellenleiter 3 als auch Amplitudentransformator 25 aus Quarzglas sind, lässt sich der Spannungswert des schlanken Teils aus Gleichung 1 berechnen.
Weiterhin gilt für das Verhältnis der Querschnittsflächen
:
mit

P_ATp:: Zugspannung des Amplitudentransformators am proximalen Ende, und
P_ATd:: Zugspannung des Amplitudentransformators am distalen Ende.

Für die Streckgrenze des Impedanzwandlers P_IW ergibt sich dann
mit

D_IW:: Dichte des Impedanzwandlers 24.
C_IW:: Schallgeschwindigkeit im Impedanzwandler 24.

Hieraus folgt für die Streckgrenze des Schallwandlers P_PW:
Mit

D_PW:: Dichte des Schallwandlers 23
C_PW:: Schallgeschwindigkeit im Schallwandler 23.

Da P_PW jedoch anfangs als Materialkonstante vorgegeben worden ist, kann
berechnet werden:
Somit ist der Amplitudentransformator dimensioniert.
Die Schallwelle läuft von den Keramikscheiben 23 in Richtung Quarzglaswellenleiter 3. Damit es an der Grenzfläche zwischen Keramik und Quarz minimale Reflexionsverluste gibt, ist eine Impedanzanpassung nötig. Hierzu wird im Folgenden der Impedanzwandler 24 berechnet.
Es wird eine lambda/4 Impedanzanpassung angesetzt: Z_X = D_X C_X sei die mechanische Impedanz des Materials X. Dann gilt für senkrechten Schalleinfall für die Impedanz des Impedanzwandlers
und für seine Länge l_IW
Anhand der berechneten Impedanz muss dann ein geeignetes Impedanzwandlermaterial ausgewählt werden. Hierfür eignen sich z.B. Gläser entsprechender Zusammensetzung, Keramik oder Metall. Es muss aber hierbei berücksichtigt werden, dass die Streckgrenze nach Gleichung 1 nicht überschritten wird.
Bei optimaler lambda/4 Anpassung verschwindet der Reflexionsfaktor des Gesamtsystems und die einfallende Energie wird vollständig (unter Vernachlässigung der inneren Verluste) von den Piezokeramikscheiben 23 zum Wellenleiter 3 übertragen.
Für die geometrische Dimensionierung ist folgendes zu berücksichtigen:
Durch die Materialvorgabe sind die Streckgrenzen des Wellenleiters 3, des Amplitudentransformators 25 und des Schallwandlers 23 bekannt.
Es sind die Streckgrenze von Quarz PQ = 20 – 30 × 107 Paund die Streckgrenze von Keramik PPW = 12,5 × 107 Pa.
Weiterhin sind die Dichte D und die Schallgeschwindigkeit C_L für die Longitudinalwellen sowohl für Quarz (D_Q und C_LQ) als auch für Keramik (D_P und C_LP) vorgegeben.
Als freie Parameter bleiben dann noch

i) der distale Durchmesser des Wellenleiters d_d und
ii) die Frequenz f oder die Auslenkung s am distalen Ende des Wellenleiters.

Damit lassen sich für einen Wellenleiter aus Quarzglas mit einem Durchmesser von 1 mm unter Verwendung von Piezokeramikscheiben von 2,4 mm Durchmesser für den Schallgeber bei einer Frequenz von 25 kHz Auslenkungsamplituden von 0,15 mm am distalen Ende des Wellenleiters 3 erzielen, wenn man die folgenden Werte für Impedanz und Zugspannungen als gegeben annimmt: ZQ = 1,33 × 107 kg/m2s, PPW = 1,25 × 108 Pa PQ = 3 × 108 Pa, ZIW = 2,07 × 107 kg/m2s ZPW = 3,12 × 107 kg/m2s, PIW = 8,4 × 107 Pa.
Das entspricht einer theoretisch erreichbaren Schall-Leistung von 2,6 kW am distalen Ende des Wellenleiters 3. Eine solche Schall-Leistung ist zum Schneiden von Gewebe mehr als ausreichend. Bei höheren Frequenzen liegt die aufgrund der Streckgrenze maximal erreichbare Auslenkungsamplitude entsprechend niedriger.
Das vorstehend beschriebene invasive Instrument verwendet zwei separate Wellenleiter für die Übertragung der Ultraschallenergie und der Laserenergie, diese Ausführung dient lediglich der Erläuterung, auf diese Ausgestaltung bezieht sich die vorliegende Erfindung nicht.
Bei der vorliegenden Erfindung werden die Ultraschallstrahlung und die Laserstrahlung im Gegensatz zu dem vorstehend beschriebenen Aufbau über denselben Wellenleiter übertragen und auf das Gewebe am distalen Ende gerichtet. Diese Ausgestaltung entspricht der erfindungsgemäßen Ausgestaltung.
Hierzu wird die vom Lasergenerator 7 abgegebene Laserstrahlung von der Umlenk- und Fokussieroptik 6 in das proximale Ende des Wellenleiters 3 eingekoppelt und der Ultraschallgenerator 2 ist mit einem dem Wellenleiter umgebenden ringförmigen Ultraschallkopf 30 verbunden, wie er in 6 näher dargestellt ist. Die übrigen Bauteile entsprechen denen im Ausführungsbeispiel nach 1 und werden deshalb an dieser Stelle nicht nochmals erläutert.
In 2 ist eine erfindungsgemäße Ausführungsform des Instruments nach 1 dargestellt. Gemäß dieser Ausführungsform werden Ultraschall- und Laserstrahlstrahlung über denselben Wellenleiter übertragen und auf das Gewebe 16 am distalen Ende gerichtet. Hierzu wird die vom Lasergenerator 7 abgegebene Laserstrahlung von der Umlenk- und Fokussieroptik 6 in das proximale Ende des Wellenleiters 3 eingekoppelt und der Ultraschallenerator 2 ist mit einem den Wellenleiter umgebenden ringförmigen Ultraschallkopf 30 verbunden, wie er in 6 näher dargestellt ist. Die übrigen Bauteile entsprechen denen im Ausführungsbeispiel nach 1 und werden deshalb an dieser Stelle nicht nochmals erläutert.
Wie aus 6 hervorgeht ist der Wellenleiter 3 im Bereich des Ultraschallkopfes 30 geteilt. Das proximale Teilstück 3a des Quarzglas-Wellenleiters ist in eine koaxiale Bohrung des Ultraschallkopfes eingesetzt und zwar erstreckt sich diese Bohrung durch das Dämpfungsglied 32 und die Piezokeramikscheiben 33 des Schallwandlers hindurch und endet vor dem Impedanzwandler 34, der in diesem Falle aus für die Wellenlänge des Lasers 7 transparentem Glas besteht. Der sich an den Impedanzwandler 34 anschließende Amplitudentransformator 35 besteht wie im Ausführungsbeispiel nach 5 ebenso wie der daran anschließende Wellenleiter 3b aus Quarzglas.
Der Impedanzwandler 34 und der Amplitudentransformator 35 sind ebenso wie der Wellenleiter 3 mit einem optischen Cladding 36 versehen, um das Austreten von Laserlicht zu verhindern. Hierbei kann es sich beispielsweise um im Tauchverfahren aufgebrachte Hartpolymere handeln, wie sie ohnehin bei handelsüblichen so genannten HCP (Hard Clad Plastic)-Fasern verwendet werden.
Mit dem in 2 dargestellten Applikator werden also gleichzeitig oder intermittierend Ultraschall- und Laserstrahlung über den gleichen Wellenleiter 3 auf das zu behandelnde Gewebe 16 gerichtet, so dass beispielsweise Weichgewebe mit Ultraschall geschnitten und simultan mit dem Neodym-YAG-Laser 7 koaguliert wird. Im Übrigen gelten die zu 1 gemachten Angaben hinsichtlich der Abmessung der Faser, der übertragenen Laser- und Schallleistung und die verwendeten Frequenz- bzw. Wellenlängenbereiche in gleicher Weise für das Instrument nach 2 bzw. 6.
Der Wellenleiter 3a kann beispielsweise im Behandlungskanal des in 9 dargestellten Endoskops 18 verlegt sein. Dieses Endoskop ermöglicht die Führung und Positionierung des Wellenleiters an den Behandlungsort in der betreffenden Körperöffnung. Sofern es sich um ein flexibles Endoskop handelt, besitzt es auch die erforderlichen Einrichtungen, um das distale Ende 19 zu bewegen bzw. abzuwinkeln. Es enthält außerdem die notwendigen Kanäle und Pumpeinrichtung 17 mit der die über den Hüllschlauch 4 zugeführte Flüssigkeit 5b abgesaugt werden kann.
In 3 ist der Wellenleiter 3 gemäß 2 mit einem zusätzlichen Signalgeber und Empfänger 8 für Ultraschall-Meßsignale zur Vermessung von Gewebeschichten nach dem so genannten A-Scan-Verfahren ausgestattet. Mit dem Signalgeber und Empfänger 8 werden Ultraschallsignale geringer Leistung erzeugt und über den Wellenleiter 3 an das distale Ende transportiert. Die Schall-Leistung für die Diagnose liegt unter einem Watt und die Schall-Intensität am distalen Ende beträgt weniger als 100 Watt/cm², um Gewebeschädigungen auszuschließen. Jedoch wird bei der Diagnose mit Ultraschallfrequenzen größer 1 MHz gearbeitet, bis zu 50 MHz, vorzugsweise zwischen 1 und 10 MHz.
Das so genannte A-Scan-Verfahren ist eine eindimensionale Darstellungsmethode. Hierbei wird akustische Energie vom Wandler 8 über den Wellenleiter 3 in die zu untersuchende Körperregion gesendet. An jeder Grenzfläche wird ein Teil der Schallwellen reflektiert. Die durch den Wellenleiter 3 zurücklaufende Welle wird vom Schallwandler 8 wieder empfangen. Bei bekannter Schallgeschwindigkeit lässt sich aus der Laufzeit die Entfernung der Reflexionsstelle errechnen. Die empfangenen Signale können z.B. auf einem Monitor darge stellt werden. Hierbei läuft auf dem Monitor in der X-Achse ein Punkt und ein Taktsignal steuert die Bildröhre derart, dass der Beginn der Punktbewegung zeitlich mit dem Empfang des reflektierten Schallsignals zusammenfällt. Die Punktlaufzeit kann so eingestellt werden, dass die Abstände der Reflexionstellen wie z.B. Organgrenzflächen direkt vom Monitor abgelesen werden können. Reflektierte Signale werden durch eine zur Schallintensität proportionale Amplitude auf der Y-Achse dargestellt. Mit zunehmender Eindringtiefe nehmen die Schallwellenintensitäten ab. Mit Hilfe einer zeitabhängigen Verstärkung werden später eintreffende Signale aber mehr verstärkt, um so die Intensitätsverluste im Gewebe auszugleichen. Sich bewegende Grenzflächen sind durch die sich auf der Zeitachse (X-Achse) verschiebenden Amplituden erkennbar. Die dafür erforderliche Meßsende- und Auswerteelektronik 9 ist im Blockschaltbild nach 8 näher dargestellt. Darin bezeichnen die Bezugszeichen 60 den Taktgeber, 61 den Ultraschallsender, 63 den Verstärker für die Empfangssignale, 62 die Elektronik für den Tiefenausgleich, die den Verstärkungsfaktor zeitabhängig steuert, 64 den Bildverstärker und 65 den Monitor, auf dem die Signale dargestellt werden.
Wenn mit dem Instrument nach 3 zusätzlich Ultraschalldiagnose betrieben wird, sind die Reflexionsverluste durch den Impedanzsprung am distalen Ende des Wellenleiters 3 zu berücksichtigen. Die Verluste können beim Abstrahlen noch durch eine Erhöhung der Sendeleistung kompensiert werden. Für das rücklaufende Echosignal ist das jedoch nicht mehr möglich, da dann zum distalen Ende eine nochmals höhere Sendeleistung übertragen werden müsste, was das Gewebe unnötig belastet, oder man einen Signalverlust in Kauf zu nehmen hat. Deshalb ist bei der Ultraschalldiagnose über eine Quarzglasfaser eine Impedanzanpassung nötig. Der große Impedanzsprung von 13,3 × 10⁶kgm^–2s^–1 für Quarzglas auf 0,5 – 1,7 × 10⁶kgm^–2s^–1 für typische Weichgewebe verstärkt diese Forderung noch. Zu erwarten wären hierbei Intensitätsverluste zwischen 60 und 85 % beim Senden und Empfangen.
Die über das Füllrohr 4 übertragene Spülflüssigkeit kann zwar prinzipiell für Impedanzanpassung verwendet werden, problematisch ist es jedoch, entsprechend hohe Impedanzen zwischen 2,5 – 4,5 × 10⁶kgm^–2s^–1 zu erreichen. Ausserdem ist die Schichtdicke der Spülflüssigkeit nicht leicht auf den für die Impendanzanpassung erforderlichen Wert von lambda/4 konstant zu halten. Deshalb ist auf das distale Ende des Wellenleiters 3 zusätzlich ein Impendanzwandler in Form eines geeigneten Glases mit einer Impedanz von ca. 4 × 10⁶kgm^–2s^–1 aufgesetzt. Dieser Impedanzwandler 109 ist schallhart mit der Quarzglasfaser 3 z.B. durch Klebe-, Spleiß- oder Kraftschlusstechnik verbunden.
In 4 ist eine weitere, bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemässen Instruments dargestellt. Hier wird durch eine zentrische Quarzglasfaser 13 gleichzeitig der Ultraschall des in 6 dargestellten Schallkopfes und die Laserstrahlung des Neodym-YAG-Lasers 7 nach Umlenkung und Fokussierung mit Hilfe der Optik 6 auf das proximale Ende des Wellenleiters 13 übertragen. Insofern entspricht dieser Teil des Instruments dem Ausführungsbeispiel nach 2. Der zentrische Wellenleiter 13 hat einen Durchmesser von 600 μm.
Um die zentrale Quarzglasfaser 13 ist ein so genannter Multifaser-Ringkatheter 14 gelegt. Dieser Ringkatheter 14 besteht aus mehreren Lichtleitfasern 12 mit geringem Durchmesser von ca. 50 μm. Dieses Ringkatheterfaserbündel dient zur Übertragung des höherfrequenten Ultraschalls im Bereich zwischen 1 MHz und 50 MHz für die Ultraschalldiagnose. Hierzu sind die Enden der Fasern 12 am proximalen Ende zusammengefasst, beispielsweise miteinander verklebt und an dieses gemeinsame Faserende ist ein kombinierter Ultraschallsender/empfänger 18 angekoppelt, der mit der Diagnoseeinheit 9 verbunden ist, wie sie in 8 dargestellt ist.
Der über die Quarzglasfaser 13 übertragene Leistungsultraschall für die Therapie liegt im Frequenzbereich zwischen 30 kHz und 200 kHz, vorzugsweise bei ca. 100 kHz.
Der ringförmige Kanal zwischen dem Ringkatheter 14 und dem zentrischen, dickeren Wellenleiter 13 kann zur Übertragung der Spülflüssigkeit dienen.
Die Glasfasern 12 können weiterhin dazu benutzt werden, optische Signale vom distalen Ende des Instruments zurückzuübertragen, beispielsweise Fluoreszenzstrahlung, die mit Hilfe von an das proximale Ende der Fasern 12 angesetzten photoelektrischen Detektoren (nicht gezeichnet) in Remission nachgewiesen wird.
In den bisherigen Ausführungsbeispielen ist immer eine Quarzglasfaser mit vollem Kern als Wellenleiter zur Übertragung des Leistungs-Ultraschalls für die Therapie bzw. der Laserstrahlung dargestellt worden. Anstelle einer solchen Faser ist es jedoch auch möglich, eine Kapillare zu verwenden, wie das in 7 dargestellt ist. Dort besteht der Wellenleiter aus einer hohlen Quarzglaskapillare 48. Diese Quarzglaskapillare ist wie im Ausführungsbeispiel nach 7 im Bereich des Schallwandlers geteilt. Das Proximalstück 48a des hohlen Wellenleiters ist wieder in eine zentrische Bohrung im Dämpfungsglied 42 und den piezokeramischen Scheiben 43 des Schallwandlers eingesteckt. Jedoch erstreckt sich hier die Bohrung durch den Impedanzwandler hindurch, so dass das Ende dieses Wellenleiterstücks 48a direkt auf das dickere Ende des Amplitudentransformators 45 aufgesetzt ist. Der Amplitudentransformator 45 besitzt ebenfalls eine zentrische Bohrung und zwar in gleicher Größe wie der Kapillarinnendurchmesser. An den Amplitudentransformator schließt sich dann das zweite, distale Stück 48b des hohlen Wellenleiters an.
In diesem Ausführungsbeispiel wird der Leistungsultraschall für die Therapie, der vom Schallwandler 43 erzeugt wird, von den Wänden der Quarzglaskapillare 48b übertragen. Durch das Innenlumen 49 wird zur Kühlung des Wellenleiters eine Flüssigkeit gespült. Diese Flüssigkeit ist für die Wellenlänge der simultan zu übertragenden Laserstrahlung transparent, die vom proximalen Ende her in den flüssigen Kern des Wellenleiters 48a eingekoppelt wird.
Mit 46 ist auch in diesem Ausführungsbeispiel wieder das optische Cladding mit niedrigerer Brechzahl bezeichnet, das ein Austreten von Licht aus dem Wellenleiter 48b verhindern soll.

Claims

Invasives chirurgisches Instrument mit einem proximalen und einem distalen Ende mit einer Ultraschallquelle (20; 30; 40), die eine therapeutisch wirksame Ultraschallstrahlung im Frequenzbereich 30 kHz bis 200 kHz erzeugt, und mit einer Laserstrahlquelle (7), die eine therapeutisch wirksame Laserstrahlung im Frequenzbereich zwischen 300 nm und 3 μm erzeugt, am proximalen Ende und mit einer vom proximalen zum distalen Ende führenden, einen Wellenleiter (3; 48) bildenden Glasfaser zur Übertragung der von der Ultraschallquelle erzeugten Ultraschallstrahlung und der von der Laserstrahlquelle erzeugten Laserstrahlung zum distalen Ende des Instrumentes.
Instrument nach Anspruch 1, wobei die Intensität des von der Ultraschallquelle (20; 30; 40) erzeugten Schalls so gewählt ist, daß sie für das Schneiden von Gewebe ausreicht.
Instrument nach Anspruch 2, wobei die an das distale Ende übertragene Ultraschalleistung mindestens 5 Watt beträgt.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die optische Leistung am distalen Ende des Instruments mindestens 5 Watt oder die optische Intensität am distalen Ende mindestens 1 kWcm^–2 betragen.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei der Durchmesser des Wellenleiters (3; 48) größer als 0,05 mm ist.
Instrument nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei der Wellenleiter eine Kapillare (48) ist.
Instrument nach Anspruch 6, wobei die Wand der Kapillare (48) die Ultraschallstrahlung und das Innere (49) der Kapillare (48) die Laserstrahlung überträgt.
Instrument nach Anspruch 6 oder 7, wobei die Kapillare (48) von einer Flüssigkeit oder einem Gas durchströmt wird.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die Wellenleiter eine Umhüllung (26; 36; 46) mit vom Faserkern abweichendem Brechungsindex und/oder abweichender akustischer Impedanz besitzen.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei die Wellenleiter (3) von einer Umhüllung (4) umgeben sind, innerhalb der ein flüssiges Medium vorgesehen ist, das den Wellenleiter umspült.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei der Ultraschallquelle (20; 30; 40) ein Dämpfungsglied (22; 32, 42), ein Schallwandler (23; 33; 43), ein Impedanzwandler (24; 34; 44) und ein Amplitudentransformator (25; 35; 45) vorzugsweise in Form eines Tapers zugeordnet sind.
Instrument nach Anspruch 11, wobei das Dämpfungsglied (32), der Schallwandler (33) und der Impedanzwandler (34) zylindrische Bauteile sind, die aufeinandergesetzt sind, und wobei das Dämpfungsglied (32) und der Schallwandler (33) mit einer Innenbohrung versehen sind, in die ein mit der Laserstrahlquelle (7) verbundener Lichtleiter (3a) eingesetzt ist.
Instrument nach Anspruch 12, wobei der Impedanzwandler (34, 44) und der Amplitudentransformator (35, 45) aus für die Laserstrahlung transparentem Material bestehen.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, wobei eine separate zweite Ultraschallquelle (8) eine Diagnose-Ultraschallstrahlung erzeugt, die zur Diagnose von Gewebeschäden geeignet ist.
Instrument nach Anspruch 14, wobei die an das distale Ende übertragene Diagnose-Ultraschallstrahlung eine Leistung von weniger als 1 Watt aufweist oder die an das distale Ende übertragene Ultraschallintensität geringer als 100 Wcm^–2 ist, wobei die Frequenz der Ultraschallstrahlung größer ist als 1 MHz.
Instrument nach einem der Ansprüche 14 oder 15, wobei die Diagnose-Ultraschallstrahlung über dieselbe Glasfaser (3) übertragen wird wie die therapeutisch wirksame Ultraschallstrahlung.
Instrument nach einem der Ansprüche 14 oder 15, wobei die Diagnose-Ultraschallstrahlung über mindestens eine zusätzliche Glasfaser (12) übertragen wird, die sich zwischen dem proximalen und dem distalen Ende des Instrumentes erstreckt.
Instrument nach Anspruch 17, wobei der Durchmesser der zusätzlichen Glasfaser (12) kleiner als 0,1 mm ist.
Instrument nach Anspruch 17 oder 18, wobei die zusätzliche Glasfaser (12) zur Übertragung des Ultraschallsignals vom distalen Ende zu einem oder mehreren proximal angeordneten Schallempfängern (18) ausgebildet ist.
Instrument nach Anspruch 19, wobei die zur Übertragung von Ultraschallsignalen vom distalen Ende zum proximalen Ende dienenden Wellenleiter (12) den an die Ultraschallquelle (20) und die Laserstrahlquelle (7) angeschlossenen Wellenleiter (13) ringförmig umgeben.
Instrument nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß eine Steuerung vorgesehen ist, die die Ultraschallquelle (20; 30; 40) und die Laserstrahlquelle (7) gleichzeitig oder alternierend aktiviert.