DE20221877U1 - Vorrichtung zur Verabreichung von ablativer Laserenergie und zur Bestimmung des Volumens der zerstörten Tumormasse - Google Patents
Vorrichtung zur Verabreichung von ablativer Laserenergie und zur Bestimmung des Volumens der zerstörten Tumormasse Download PDFInfo
- Publication number
- DE20221877U1 DE20221877U1 DE20221877U DE20221877U DE20221877U1 DE 20221877 U1 DE20221877 U1 DE 20221877U1 DE 20221877 U DE20221877 U DE 20221877U DE 20221877 U DE20221877 U DE 20221877U DE 20221877 U1 DE20221877 U1 DE 20221877U1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- tumor mass
- temperature
- laser
- destroyed
- probe
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 title claims abstract description 203
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 136
- 230000006378 damage Effects 0.000 claims abstract description 44
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims abstract description 16
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims abstract description 7
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 6
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 31
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 14
- 239000002872 contrast media Substances 0.000 claims description 13
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 11
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 10
- 239000012530 fluid Substances 0.000 claims description 9
- 239000004744 fabric Substances 0.000 claims 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims 1
- 238000002647 laser therapy Methods 0.000 description 25
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 22
- 238000000034 method Methods 0.000 description 17
- 208000026310 Breast neoplasm Diseases 0.000 description 16
- 206010006187 Breast cancer Diseases 0.000 description 14
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 14
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 7
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 6
- 238000013532 laser treatment Methods 0.000 description 5
- 239000000463 material Substances 0.000 description 5
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 4
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 4
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 108010088751 Albumins Proteins 0.000 description 3
- 102000009027 Albumins Human genes 0.000 description 3
- 201000011510 cancer Diseases 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 3
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 2
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 2
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 2
- BUHVIAUBTBOHAG-FOYDDCNASA-N (2r,3r,4s,5r)-2-[6-[[2-(3,5-dimethoxyphenyl)-2-(2-methylphenyl)ethyl]amino]purin-9-yl]-5-(hydroxymethyl)oxolane-3,4-diol Chemical compound COC1=CC(OC)=CC(C(CNC=2C=3N=CN(C=3N=CN=2)[C@H]2[C@@H]([C@H](O)[C@@H](CO)O2)O)C=2C(=CC=CC=2)C)=C1 BUHVIAUBTBOHAG-FOYDDCNASA-N 0.000 description 1
- 108010008908 FS 069 Proteins 0.000 description 1
- 238000012307 MRI technique Methods 0.000 description 1
- 241000283984 Rodentia Species 0.000 description 1
- 241000220317 Rosa Species 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 1
- 239000003086 colorant Substances 0.000 description 1
- 238000010835 comparative analysis Methods 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 239000003193 general anesthetic agent Substances 0.000 description 1
- 208000014829 head and neck neoplasm Diseases 0.000 description 1
- 210000000987 immune system Anatomy 0.000 description 1
- 238000011065 in-situ storage Methods 0.000 description 1
- 230000002757 inflammatory effect Effects 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 238000012148 non-surgical treatment Methods 0.000 description 1
- QYSGYZVSCZSLHT-UHFFFAOYSA-N octafluoropropane Chemical compound FC(F)(F)C(F)(F)C(F)(F)F QYSGYZVSCZSLHT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000011275 oncology therapy Methods 0.000 description 1
- 239000003973 paint Substances 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 239000010453 quartz Substances 0.000 description 1
- 238000001959 radiotherapy Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N silicon dioxide Inorganic materials O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000005476 soldering Methods 0.000 description 1
- 238000011477 surgical intervention Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 230000036413 temperature sense Effects 0.000 description 1
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012285 ultrasound imaging Methods 0.000 description 1
- 230000035899 viability Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
- A61B5/061—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body
- A61B5/064—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body using markers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N5/00—Radiation therapy
- A61N5/06—Radiation therapy using light
- A61N5/0601—Apparatus for use inside the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B2017/00017—Electrical control of surgical instruments
- A61B2017/00022—Sensing or detecting at the treatment site
- A61B2017/00084—Temperature
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00005—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe
- A61B2018/00011—Cooling or heating of the probe or tissue immediately surrounding the probe with fluids
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B2018/2005—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser with beam delivery through an interstitially insertable device, e.g. needle
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B2018/206—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the laser light passing along a liquid-filled conduit
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
- A61B90/06—Measuring instruments not otherwise provided for
- A61B2090/063—Measuring instruments not otherwise provided for for measuring volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
- A61B6/0407—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body
- A61B6/0414—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body with compression means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
- A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Human Computer Interaction (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Laser Surgery Devices (AREA)
- Radiation-Therapy Devices (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Vorrichtung
zur Überwachung der Zerstörung einer bestimmten
Menge einer Tumormasse, umfassend:
Eine Kanüle, die angepasst ist, eine Faser zum Leiten einer gewünschten Menge von Strahlung in die Tumormasse aufzunehmen,
eine Temperatursonde, die zum Erfassen einer Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse angepasst ist, und
eine Anzeigeeinrichtung, die zum Anzeigen einer Indikation angepasst ist, dass die Menge der Tumormasse zerstört ist, mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse basierend.
Eine Kanüle, die angepasst ist, eine Faser zum Leiten einer gewünschten Menge von Strahlung in die Tumormasse aufzunehmen,
eine Temperatursonde, die zum Erfassen einer Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse angepasst ist, und
eine Anzeigeeinrichtung, die zum Anzeigen einer Indikation angepasst ist, dass die Menge der Tumormasse zerstört ist, mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse basierend.
Description
- Eine perkutane in situ oder örtliche Behandlung bösartiger Brusttumore mittels Lasertherapie wurde zum Teil aufgrund der Tatsache entwickelt, dass Brustkrebs in früheren Stadien nachgewiesen wird, da sich zunehmend mehr Frauen einer Mammographie unterziehen. Werden Brustkrebs oder andere Krebse oder Tumore in einer frühen Entwicklung nachgewiesen, kann der Tumor wirksam durch Verwendung eines ablativen Agens bzw. Mittels, wie Laserenergie, behandelt werden.
- Seit mehr als einem Jahrzehnt werden bildgeführte Laserbehandlungen bösartiger Tumore, wie Brust-, Leber, Kopf- und Halstumore entwickelt. So betrifft beispielsweise das hier durch Bezugnahme aufgenommene an Dowlatshahi erteilte
US-Patent 5,169,396 ("das '396-Patent") die interstitielle Anwendung der Laserstrahlentherapie auf Tumormassen. Allgemein umfasst die Vorrichtung des '396-Patents eine Sonde mit einer dünnen, metallischen Kanüle zum Einbringen in eine Tumormasse, einen Laser zum Erzeugen von Licht mit einer ausgewählten Wellenlänge und Intensität, und eine optische Faser zum Aufnehmen und Übertragen des Laserlichts an die Tumormasse, wobei die optische Faser so in die Kanüle eingebracht ist, dass ein ausgewähltes, physiologisch annehmbares Fluid koaxial zwischen der Kanüle und der optischen Faser fließen kann. Zusätzlich wird ein Hitze bzw. Wärme fühlendes Element benachbart in die Tumormasse eingeführt, um die Tumortemperatur zu überwachen. Der devitalisierte Tumor wird schrittweise durch das Immunsystem des Körpers beseitigt und innerhalb von sechs Monaten durch eine Narbe ersetzt. - Jedoch ist allgemein bekannt, dass die Behandlung von Tumoren und insbesondere die spezielle Behandlung von Brusttumoren aufgrund der Tatsache schwieriger ist, dass es schwierig ist die dreidimensionalen Grenzen des Tumors zu bestimmen, und es somit schwierig ist zu bestimmen, warm der gesamte Tumor zerstört wurde.
- Um dieses Problem anzugehen haben Forscher in der Medizin eine Vielzahl von Identifizierungstechniken für Tumormassen verwendet, um die Größe und die äußeren Grenzen einer Tumormasse zu bestimmen. Beispiele herkömmlicher Identifizierungstechniken, die in Verbindung mit Lasertherapie eingesetzt wurden, sind Magnetresonanztomographie, Röntgentechniken bzw. -verfahren und sonographische Techniken. Wird eine Identifizierungstechnik verwendet, werden unter Verwendung von stereotaktischen Techniken oder Ähnlichem Koordinaten bestimmt, welche die tatsächliche Größe der Tumormasse identifizieren.
- Um dieses Problem zu lösen, können zum Zeitpunkt der Lasertherapie Markierungen in einer 0,5–1,0 cm Zone an "normalen" Gewebe platziert werden, um die Zone abzugrenzen, in der der Tumor vorliegen könnte. Dieser Ring an "normalem" Gewebe entspricht einer Gewebemanschette, die den durch einen herkömmlichen chirurgischen Eingriff (d. h. eine Lumpektomie) entfernten Tumor einhüllt. Die Grenzen des den Tumor umgebenden Rings werden mittels eines Einbringens metallischer Markierungen durch eine Nadel in 3-, 6-, 9- und 12-Uhrlage markiert. Diese Einbringungspunkte wurden mittels bekannter stereotaktischer Techniken genau bestimmt, wobei ein im Handel erhältlicher stereotaktischer Tisch verwendet wird.
- Derartige Markierungselemente sind der Gegenstand der an Dowlatshahi erteilten
US-P-5,853,366 ("das '366-Patent"), die ein Markierungselement zur interstitiellen Behandlung betrifft. Allgemein offenbart das '366-Patent ein Markierungselement, das vollständig im Körper eines Patienten positioniert werden kann, wobei ein Führungselement mit einem Führungsweg verwendet wird, so dass eine interessierende Tumormasse markiert werden kann. Das Markierungselement ist aus einem röntgenstrahlenundurchlässigen Material hergestellt, wobei jedes Material umfasst ist, das durch herkömmliche Röntgentechniken, sonographische und magnetische Techniken nachgewiesen werden kann. - Forscher in der Medizin haben ebenfalls andere nicht-chirurgische Techniken als die Lasertherapie zur Behandlung von Brusttumoren eingesetzt. So wurden beispielsweise Behandlungen mit Hochfrequenz, Mikrowellen und Tieftempertur-bezogene Behandlungen versucht. Die vorliegende Erfindung erkennt das vorstehend beschriebenen Problem, das heißt eine nicht-schneidende Behandlung für Krebs und insbesondere für Brustkrebs bereitzustellen, mit der zuverlässig bestimmt werden kann, wann der gesamte Tumor effektiv zerstört wurde. Folglich besteht ein Bedarf für eine nicht-schneidende Brustkrebstherapie, die dieses Problem angeht und die Probleme, die aufgrund der Schwierigkeit beim Bestimmen ob der Tumor vollständig zerstört wurde, herrühren.
- ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
- Die vorliegende Erfindung löst die vorstehend aufgeführten Probleme durch Bereitstellen einer Vorrichtung zum Bestimmen eines Volumens einer Tumormassenzerstörung (wie Brustkrebs) in einer Gewebemasse (wie Brustgewebe) im Körper eines Patienten, so dass eine graphische Darstellung der zerstörten Masse vorzugsweise mit einem Abbild der tatsächlichen Tumormasse überlagert werden kann, wobei die Zerstörung der Tumormasse in Echtzeit visuell bzw. optisch überwacht werden kann. Die bevorzugte erfindungsgemäße Ausführungsform wird in Verbindung mit Brustgewebe und Brustkrebs oder -Tumoren beschrieben, wobei jedoch klar ist, dass die vorliegende Erfindung angepasst werden kann, um für andere Tumor- oder Krebsbehandlungen durchgeführt bzw. implementiert zu werden. Die bevorzugte erfindungsgemäße Ausführungsform wird ebenfalls an einem Patienten durchgeführt, der auf einem im Handel erhältlichen stereotaktischen Tisch positioniert ist. Die Erfindung kann alternativ durchgeführt werden, indem Ultraschall- und Magnetresonanztomographie-Techniken verwendet werden, vorausgesetzt, dass die Gewebemasse, wie die Brust, immobilisiert und das Ziel fixiert ist.
- Die Vorrichtung einer erfindungsgemäßen Ausführungsform umfasst vorzugsweise ein Lasergeschütz. Das Lasergeschütz ist angepasst eine Lasersonde mit einem Temperatursensor darauf und eine Temperatursonde mit einer Reihe von Temperaturdetektoren darauf aufzunehmen. Das Lasergeschütz bringt die Lasersonde in die Tumormasse, um das Bereitstellen einer wirksamen Menge an Laserstrahlung zu erleichtern und um die Tumortemperatur an dem Anwendungspunkt des Lasers zu erfassen. Das Geschütz bringt anschließend ebenfalls die Temperatursonde in den Körper ein, vorzugsweise in enger Nachbarschaft zu der Tumormasse. Die Temperatursonde erfasst während einer interstitiellen Lasertherapie die Körper- oder Gewebetemperatur an verschiedenen Stellen in Nachbarschaft der Tumormasse. Die Lasersonde und die Temperatursonde umfassen vorzugsweise Positionsmarkierungen, damit sie der Bediener genau positionieren und die Position der Sonden relativ zueinander bestimmen kann.
- Die Vorrichtung umfasst vorzugsweise ein Computersteuersystem, das mit dem Lasergeschütz und dessen Komponenten, nämlich der/dem Lasersonde und -senor und der/den Temperatursonde und -detektoren, elektrisch verbunden ist. Das Computersteuersystem bestimmt das Volumen an zerstörter Tumormasse mittels Verwendung von Betriebsdaten, wie die Entfernung zwischen den Temperatursensoren, Temperaturdaten, die das Steuersystem von der Lasersonde und der Temperatursonde empfängt. Das Computersteuersystem berechnet das Volumen an zerstörter Tumormasse zu jedem gegebenen Zeitpunkt während der interstitiellen Lasertherapie basierend auf der Temperatur der Tumormasse und der Temperatur der die Tumormasse umgebenden Körper- oder Gewebemasse.
- Da das Computersteuersystem das Volumen an zerstörter Tumormasse berechnet, zeigt das Computersteuersystem sequentielle graphische Darstellungen der Menge an zerstörter Tumormasse an, die mit einer Abbildung der tatsächlichen Tumormasse in Echtzeit überlagert wird. Dadurch ermöglicht diese graphische Anzeige, dass Ärzte während der interstitiellen Lasertherapie die Menge an zerstörter Tumormasse in Echtzeit optisch überwachen können, so dass der Nutzer bestimmen kann, warm die Zerstörung der Tumormasse effektiv bzw. tatsächlich vollständig ist.
- Ein Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht deshalb darin, dass eine Vorrichtung zum Berechnen des Volumens an Zerstörung von Tumormasse bereitgestellt wird, so dass eine graphische Darstellung der zerstörten Tumormasse angezeigt werden kann.
- Ein anderer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass eine Echtzeitüberwachung der Zerstörung an Tumormasse während einer Lasertherapie bereitgestellt wird. Ein weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass eine Vorrichtung bereitgestellt wird, mit der bestimmt werden kann, wann die Zerstörung von Tumormasse effektiv vollständig ist.
- Ein noch weiterer Vorteil der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass eine Vorrichtung bereitgestellt wird, mit der bestimmt werden kann, wann die Zerstörung einer Brusttumormasse während einer interstitiellen Lasertherapie effektiv vollständig ist.
- Andere Gegenstände, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der nachstehend aufgeführten ausführlichen Offenbarung, in Verbindung mit den angefügten Zeichnungen, offensichtlich, wobei sich gleiche Bezugszeichen auf gleiche Teile, Komponenten, Verfahren und Schritte beziehen.
- Zusätzliche Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden in der nachstehend aufgeführten ausführlichen Beschreibung der Erfindung und den Figuren beschrieben und werden daraus offensichtlich.
- KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
-
1A ist eine perspektivische Ansicht einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zum Bestimmen des Volumens an zerstörter Tumormasse. -
1B ist eine perspektivische Ansicht einer erfindungsgemäßen Vorrichtung, die das Lasergeschütz zeigt. -
2A ist ein schematisches Diagramm der Lasersonde und der Temperatursonde vor einem Einbringen in die Gewebemasse oder den die Tumormasse enthaltenden Körper. -
2B ist ein schematisches Diagramm der Lasersonde und der Temperatursonde eingebracht in die die Tumormasse enthaltende Gewebemasse. -
3 ist ein schematisches Diagramm der Lasersonde und der Temperatursonde, das die Beziehung des Volumens an zerstörter Tumormasse in Bezug auf den Temperatursensor der Lasersonde und die Temperaturdetektoren der Temperatursonde zeigt. -
4A bis4C zeigen die graphisch überlagerte Tumormassenzerstörungszone in einem anfänglichen, anschließenden und Endstadien der Lasertherapie zur visuellen Echtzeitüberwachung der Zerstörung der Tumormasse. -
4D bis4H zeigen alternative graphische Darstellungen der Tumormassenzerstörungszone in anfänglichen, anschließenden und Endstadien der Lasertherapie zur visuellen Echtzeitüberwachung der Zerstörung der Tumormasse. -
4I und4J zeigen eine weitere alternative graphische Balkendarstellung der Temperatur bei Tc, T1, T2, T3, T4 und T5 zu unterschiedlichen Stadien der Zerstörung der Tumormasse. -
5A ,5B und5C zeigen einen Blutfluss in der Tumormasse und der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse vor und nach Behandlung, wie mittels Farbdoppler-Ultraschall erfasst wurde.5A zeigt den Blutfluss vor einer Behandlung ohne die Hilfe eines Kontrastmittels.5B zeigt den Blutfluss vor einer Behandlung mit der Hilfe eines Kontrastmittels.5C zeigt den Verlust des Blutflusses nach einer Behandlung. -
6 ist eine Fotografie, die eine tatsächliche, durch eine erfindungsgemäße Lasertherapie zerstörte Tumormasse zeigt. - DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
- Unter Bezugnahme auf die Abbildungen und insbesondere auf die
1A ,1B ,2A und2B wird die Vorrichtung zum Bestimmen des Volumens an zerstörter Tumormasse allgemein beschrieben. Die vorliegende Erfindung stellt eine graphische Anzeige oder Darstellung des Volumens an zerstörter Tumormasse durch Bestimmen des Volumens an zerstörter Tumormasse basierend auf die relativen Temperaturen der Tumormasse und Temperaturen der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse bereit, wie nachstehend im Detail beschrieben wird. Diese Anzeige stellt Ärzten oder anderen Bedienern vorzugsweise eine visuelle Echtzeitüberwachung der Zerstörung an Tumormasse bereit, um so zu bestimmen, wann die Zerstörung der gesamten Tumormasse effektiv vollständig ist. - Die vorliegende Erfindung überwacht die Temperatur in und in enger Nachbarschaft zu der Tumormasse durch Verwendung eines Temperatursensors der Lasersonde und einer separaten Temperatursonde mit einer Anzahl an Temperatursensoren oder -detektoren. Der Temperatursensor und die Temperatursonde stellen Temperaturdaten bereit, um das Volumen an zerstörter Tumormasse zu bestimmen, und um somit die graphische Anzeige in Echtzeit der zerstörten Tumormasse bereitzustellen.
- Um das Volumen an zerstörter Tumormasse zu berechnen, muss die Temperatursonde relativ zu dem Temperatursensor korrekt positioniert werden, und die relativen Entfernungen dazwischen müssen genau bestimmt werden. Die vorliegende Erfindung nutzt zum Positionieren und zum Bestimmen der relativen Positionierung zwischen dem Temperaturdetektor und der Lasersonde eine Anzahl von Positionsmarkierungen, die auf der Temperatursonde und der Lasersonde lokalisiert sind, wie nachstehend erläutert wird.
- In einer Ausführungsform umfasst die vorliegende Erfindung vorzugsweise ein Lasergeschütz
10 , das eine Sondenhaltevorrichtung12 umfasst, die während einer interstitiellen Lasertherapie eingesetzt wird. Die Sondenhaltevorrichtung12 ist angepasst eine Lasersonde14 und eine Temperatursonde16 aufzunehmen. Die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 werden wieder entfernbar eingebracht in und erstrecken sich von der Sondenhaltevor richtung. Die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 werden durch das Geschütz relativ zueinander in fixierter Position gehalten. Die Positionierung der Lasersonde14 und der Temperatursonde16 kann gemäß der vorliegenden Erfindung manuell oder computergesteuert sein. - Die Lasersonde
14 umfasst einen Temperatursensor15 und ist angepasst eine optische Faser18 aufzunehmen, die mit einer Laserquelle20 verbunden ist, die mit einem Computersteuersystem22 verbunden ist. Das Steuersystem22 ist vorzugsweise mit der Temperatursonde16 und einem Temperatursensor15 der Lasersonde14 über eine Temperatursteuereinrichtung24 verbunden, um so eine elektrische Verbindung mit dem Computersteuersystem22 zu erleichtern. Die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 können jedoch getrennte Steuersysteme aufweisen, die jeweils mit einem zentralen Computersteuersystem verbunden sind (nicht gezeigt). - Im Speziellen umfasst die Lasersonde
14 eine dünne, metallische Kanüle zum Einbringen in die Tumormasse und eine optische Faser zum Aufnehmen und Übertragen des Laserlichts oder der -strahlung zu der Tumormasse, wobei die optische Faser so in die Kanüle eingebracht ist, dass ein ausgewähltes, physiologisch annehmbares Fluid oder anästhetisches Agens zwischen der Kanüle und der optischen Faser fließen kann, wie in dem '396-Patent beschrieben ist, das hier wie vorstehend erläutert unter Bezugnahme aufgenommen ist. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die dünne, metallische Kanüle ungefähr 18 Zentimeter lang und ist aus rostfreiem Stahl mit Gauge-Werten in dem Bereich von 16 bis 18 hergestellt, vorzugsweise jedoch 16 Gauge. Zusätzlich ist die optische Faser oder Laserfaser eine Quarzfaser mit einem Durchmesser in dem Bereich von 400 Nanometer (nm) bis 600 nm mit einer kugelförmigen Spitze. Die optische Faser ist im Handel erhältlich, beispielsweise von SURGIMED in Woodland, Texas. - Zum Verabreichen des Fluids kann jede beliebige Fluidpumpe
26 verwendet werden, so dass die zentrale Temperatur des Tumors während einer Lasertherapie 100°C nicht übersteigt oder unter 60°C fällt. In einer Ausführungsform kann das Fluid mit einer Rate in dem Bereich von 0,5 Milliliter/Minute (ml/min) bis 2,0 ml/min verabreicht werden. - Die Laserquelle
20 erzeugt und liefert eine wirksame Menge an Laserstrahlung an die Lasersonde14 . Die Laserquelle20 ist vorzugsweise ein Diodenlaser. Insbesondere ist die Laserquelle20 ein Halbleiter-805-Nanometer-Diodenlaser, der im Handel erhältlich ist, beispielsweise von Diomed in Cambridge, England. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf die Verwendung eines Diodenlasers beschränkt und kann eine Vielzahl an unterschiedlichen und geeigneten Laserquellen nutzen. - Die Lasersonde
14 umfasst ebenfalls, wie vorstehend erläutert, einen Temperatursensor15 . Der Temperatursensor15 wird eingesetzt, um eine Temperatur im Zentrum der Tumormasse effektiv zu erfassen, wenn die Tumormasse zerstört wird. Der Temperatursensor15 ist vorzugsweise direkt durch Löten oder anderer ähnlicher Anbringungsmechanismen an die Lasersonde14 angebracht bzw. angefügt, um die Temperatur der Tumormasse an einem distalen Ende28 der Lasersonde14 zu erfassen, wobei er vorzugsweise in einem zentralen Bereich der Tumormasse lokalisiert ist. - Das distale Ende
30 der Temperatursonde16 wird in den Körper in die Gewebemasse des Körperbereichs eingebracht, die sich in Nachbarschaft (d. h. vorzugsweise 1,0 cm entfernt) befindet und die Tumormasse umgibt. Die Temperatursonde16 umfasst eine Reihe von Temperaturdetektoren32 oder Sensoren, die an unterschiedlichen Entfernungen oder Intervallen (d. h. vorzugsweise 0,5 cm) entlang der Temperatursonde positioniert sind. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Temperatursonde16 aus rostfreiem Stahl mit Gauge-Werten in einem Bereich von 16 bis 20, vorzugsweise 16 Gauge, hergestellt. Wie3 weiter zeigt, sind die Temperaturdetektoren32 der Temperatursonde16 bei T1, T2, T3, T4 und T5 positioniert. Basierend auf dieser Konfiguration werden Temperaturen der Gewebemasse an unterschiedlichen Entfernungen weg von der Oberfläche der Tumormasse erfasst. Diese Temperaturdaten werden in Verbindung mit den relativen Entfernungen der Temperatursensoren verwendet, um das Volumen an zerstörter Tumormasse zu berechnen und werden daher, wie nachstehend erläutert, verwendet, um zu bestimmen, wann die gesamte Tumormasse effektiv bzw. wirksam zerstört wurde. - Wie vorstehend erläutert, muss die relative Positionierung der Temperatursonde
16 zur Lasersonde14 bestimmt werden, um das Volumen an zerstörter Tumormasse genau zu berechnen. Wie in1A gezeigt, umfassen die Temperatursonde16 und die Lasersonde14 eine Anzahl an Positionsmarkierungen34 , um die relativen Positionen der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 zu bestimmen. Die Positionsmarkierungen34 sind vorzugsweise gleichmäßig entlang eines Abschnitts bzw. Teilbereichs einer Länge der Temperatursonde16 und entlang eines Abschnitts der Länge der Lasersonde14 mit einer bevorzugten Entfernung von 0,5 cm beabstandet. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf diese Entfernung beschränkt und kann Positionsmarkierungen umfassen, die mit einer Vielzahl von unterschiedlichen Positionen beabstandet sind. Der Bediener kann diese Positionsmarkierungen verwenden, um die Lasersonde und die Temperatursonde relativ zu der Lasersonde korrekt zu positionieren. - Die vorliegende Erfindung umfasst vorzugsweise ein Computersteuersystem
22 , das angepasst ist das Lasergeschütz10 und dessen Komponenten, nämlich die Temperatursonde und die Lasersonde14 mit dem Temperatursensor15 elektronisch zu verbinden. Das Computersteuersystem22 empfängt Daten von der Lasersonde14 und der Temperatursonde16 , wenn die Tumormasse erhitzt und zerstört wird. Die Daten werden verwendet, um zu jedem gegebenen Zeitpunkt das Volumen an zerstörter Tumormasse zu berechnen. Diese Berechnung basiert auf den Temperaturdaten von der Temperatursonde16 und dem Temperatursensor15 . Das Computersteuersystem22 verwendet die Berechnungen des zerstörten Tumorvolumens um das Volumen an zerstörter Tumormasse (d. h. eine Tumormassenzerstörungszone) auf einer Anzeige36 graphisch zu beschreiben, die mit dem Computersteuersystem22 verbunden ist. - In einer Ausführungsform injiziert das Lasergeschütz
10 die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 in Brustgewebe38 , um eine in dem Brustgewebe38 eines auf einem Untersuchungstisch42 liegenden Patienten41 lokalisierte Tumormasse40 zu zerstören. Das Lasergeschütz10 ist auf einer/einem stereotaktischen Plattform oder Tisch44 positioniert, die/der in einer herkömmlichen Art und Weise verwendet wird, um die tatsächliche Lokalisation der Tumormasse40 in dem Brustgewebe38 vor einem Einbringen der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 in das Brustgewebe38 zu identifizieren. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die/der stereotaktische Plattform oder Tisch44 im Handel von LORAD/Trex Medical Stereoguide DSM in Danbury, Connecticut erhältlich. Diese Identifizierung kann jedoch unter Verwendung herkömmlicher Röntgentechniken, sonographischer, thermographischer Techniken, Magnetresonanztomographie oder ähnlicher Identifizierungstechniken erfolgen. - Nachdem die Lokalisation der Tumormasse
40 identifiziert ist, werden vorzugsweise eine Anzahl an Markierungselementen46 in das Brustgewebe38 in enger Nachbarschaft zu dem Brusttumor40 eingebracht. Die Markierungselemente46 werden zum Markieren der zu behandelnden Tumormasse40 und zum Ermöglichen einer anschließenden Identifizierung und Beobachtung des behandelten Gebiets verwendet, wie ausführlicher in dem '366-Patent beschrieben ist, das hier, wie vorstehend erläutert, unter Bezugnahme aufgenommen ist. Indem die tatsächliche Lokalisation der Tumormasse bekannt ist, kann das Lasergeschütz10 konfiguriert werden, um die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 in der Brustgewebe38 an eine optimale Stelle bzw. Lokalisation relativ zu der Tumormasse40 in dem Brustgewebe38 zu injizieren. Die vorliegende Erfindung verwendet eine Sondenführung48 , um das Einbringen der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 in das Brustgewebe38 zu erleichtern. Die Positionierung der Lasersonde14 , der Temperatursonde16 und der Markierungselemente46 relativ zu der Positionierung der Tumormasse40 und der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse kann auf der Anzeige36 visuell überwacht werden. Wie vorstehend erläutert, verwendet die vorliegende Erfindung ein Lasergeschütz10 , um die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 in die Tumormasse und die die Tumormasse umgebende Gewebemasse zu injizieren. Das Lasergeschütz10 kann aus einem beliebigen geeigneten Material hergestellt und in einer Vielzahl an unterschiedlichen Konfigurationen konstruiert sein. Ein Beispiel einer derartigen Konfiguration ist in1B dargestellt. Das Lasergeschütz10 ist auf einem Führungsmechanismus52 des stereotaktischen Tisches44 positioniert, der ermöglicht, dass das Lasergeschütz10 vor einem Einbringen der Lasersonde und der Temperatursonde positioniert werden kann. Das Lasergeschütz10 umfasst ein Gehäuse54 für die Lasersonde und die Temperatursonde und Sondenhaltevorrichtungen12 , die sich von dem Gehäuse für jede der Lasersonde und der Temperatursonde erstrecken können. Das Lasergeschütz10 kann weiter ein Ausrichtungselement56 umfassen, das an das Gehäuse angebracht ist, um das Lasergeschütz vor einem Einbringen auszurichten. Das Lasergeschütz10 kann ebenfalls ein Inserter- bzw. Einbringerelement58 umfassen, das an das Gehäuse angebracht ist, um die Lasersonde und die Temperatursonde automatisch einzubringen. Das Lasergeschütz10 ist mit einem Steuersystem59 verbunden, welches eine Computerverarbeitungseinheit60 umfasst. Das Steuersystem58 dient zum Steuern und Überwachen der Temperatursonde und der Lasersonde während einer Lasertherapie, wie zum Beispiel zum Steuern der Laserquelle und der Fluidpumpe und zum Überwachen der Temperatur. - Die Lasersonde
14 wird zuerst optimal in das Zentrum bzw. die Mitte der Tumormasse, wie in2B gezeigt, eingebracht. Sobald die Lasersonde14 optimal in die Tumormasse40 eingebracht ist, wird die Temperatursonde16 optimal eingebracht und parallel zu der Lasersonde14 positioniert (d. h. vorzugsweise ungefähr 1 cm entfernt von der Lasersonde), wie weiter in den2A und2B dargestellt ist. Die optimalen Lokalisationen der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 sind notwendig, um eine konzentrische Zone an Hitze zu überwachen, die von der Spitze der Lasersonde während einer Behandlung abgestrahlt wird. Wie nachstehend erläutert, ist die Fähigkeit zum Überwachen der konzentrischen Hitzemuster der Lasersonde notwendig, um während einer Behandlung das Volumen an zerstörter Tumormasse effektiv zu erfassen. - Aufgrund der Wichtigkeit, die auf der exakten und präzisen Positionierung der Lasersonde
14 und der Temperatursonde16 relativ zu der Tumormasse40 liegt, verwendet die vorliegende Erfindung zum Überwachen dieser Positionierung vorzugsweise die stereotaktische Technik in Verbindung mit den Markierungselementen. Die vorliegende Erfindung verwendet ferner mehrere Positionsmarkierungen34 , die auf jeder der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 lokalisiert sind, um die axiale Positionierung der Lasersonde14 relativ zu der Temperatursonde16 zu überwachen. Wie vorstehend erläutert, sind die Positionsmarkierungen34 mit bekannten Entfernungen, vorzugsweise 0,5 cm, entlang jeder der Temperatursonde16 und der Lasersonde14 beabstandet. Deshalb werden die Positionsmarkierungen34 verwendet, um die relative Positionierung der Lasersonde14 und der Temperatursonde16 visuell zu überwachen, so dass die relative Positionierung der Lasersonde14 und der Temperatursonde16 zusätzlich zu computerautomatisierten Ausrichtungen manuell ausgerichtet werden können. - Wie in
3 gezeigt, umfasst die Temperatursonde16 vorzugsweise einen Temperaturdetektor T3, der eine äußere Oberfläche der Tumormasse40 kontaktiert, um eine Temperatur an dieser Stelle zu erfassen. Die verbleibenden Temperaturdetektoren, nämlich T1, T2, T4 und T5 werden an den Entfernungen (vorstehend beschrieben) von T3 entlang der Temperatursonde positioniert. Jeder Temperaturdetektor ist ebenfalls an verschiedenen radialen Entfernungen von dem Temperatursensor Tc (d. h. der Temperatur im Zentrum der Tumormasse) der Lasersonde14 lokalisiert, nämlich r1, r2, r3, r4 und r5. Die radiale Entfernung zwischen Tc und T3 (d. h. r3) ist bekannt, das heißt die axiale Entfernung zwischen Tc und T3 ist vorzugsweise 1,0 cm. Da die Entfernung zwischen T3 und den anderen Temperaturdetektoren (d. h. T1, T2, T4 und T5) und die radiale Entfernung zwischen T3 und Tc bekannt ist, kann die radiale Entfernung von Tc zu jeweils T1, T2, T4 und T5 bestimmt werden, indem der Satz von Pythagoras angewendet wird, das heißt für ein rechtwinkeliges Dreieck mit einer Hypotenusenlänge H und Seitenlängen A und B, die einen rechten Winkel definieren, besteht die Beziehung H2 = A2 + B2. - Beispielsweise ist (r1)2 = (T1–T3)2 + (r3)2 = (1,0 cm)2 + (1,0 cm)2 = 2,0 cm2, wobei T1–T3 = 1,0 cm und r3 = 1,0 cm ist. Deshalb ist r1 = r5 = (2,0 cm2)1/2 = 1,4 cm. Basierend auf ähnlichen Berechnungen ist r4 = r2 = 1,10 cm, wobei T1–T2 = 0,5 cm ist und r3 = 1,0 cm. Deshalb kann die Gewebetemperatur in Umgebung des Tumors relativ zu der Temperatur der Laserfaserspitze, d. h. Tc, durch die Temperaturdetektoren, wie T1, T2, T3, T4 und T5, an verschiedenen bekannten und entsprechenden radialen Entfernungen von der Laserfaserspitze überwacht werden, wie r1 = 1,4 cm, r2 = 1,10 cm, r3 = 1,0 cm, r4 = 1,10 cm und r5 = 1,4 cm, wie vorstehend erläutert.
- Durch Bestimmen der radialen Entfernungen werden an jeder der Stellen der Temperaturdetektoren Volumenberechnungen durchgeführt, vorzugsweise basierend auf der bekannten Berechnung für ein Volumen einer Kugel V, das heißt V = 4/3 r3, wobei r die radiale Entfernung vom Zentrum der Kugel und der allgemein anerkannte konstante Wert 22/7 ist, das heißt der Wert des Verhältnisses des Umfangs eines beliebigen Kreises relativ zu dessen Durchmesser. Erreicht die Temperatur an einem beliebigen der Temperaturdetektoren eine Höhe bei der die Tumormasse zerstört wird, entspricht die Volumenberechnung an jedem der Temperaturdetektoren effektiv dem Volumen an zerstörter Tumormasse in dem kugelförmigen Bereich mit einer radialen Entfernung, die mit dem/den Temperaturdetektor(en) assoziiert ist, nämlich r1, r2, r3, r4 und r5.
- Wird die Laserstrahlung erstmals angelegt, wird beispielsweise die Tumormasse
40 in einem Bereich bei und nahe von Tc zerstört. Mit dem zeitlichen Fortschritt nimmt das Volumen an zerstörter Tumormasse korrelierend mit einer Zunahme der Temperatur, wie durch T3 erfasst, zu. Deshalb ist das Volumen an zerstörter Tumormasse effektiv geringer als das Volumen, das dem kugelförmigen Bereich mit einer radialen Entfernung von r3 entspricht. Erreicht oder steigt T3 auf eine Temperatur an, vorzugsweise 60°C, welche die Tumormasse zerstören würde, das heißt die Tumormassenzerstörungstemperatur, entspricht das Volumen an zerstörter Tumormasse effektiv dem Volumen eines kugelförmigen Bereichs mit einer radialen Entfernung von r3. Die kugelförmige Form der zerstörten Tumormasse wurde bei Brusttumoren von Nagetieren und sechsunddreißig Patienten mit Brustkrebs dokumentiert, deren laserbehandelte Tumore fortlaufend entfernt wurden und von Pathologen zerlegt und dokumentiert wurden. - Um sicherzustellen, dass die gesamte Tumormasse effektiv zerstört wurde, wird die Laserbehandlung fortgesetzt bis die durch die anderen oder äußeren Temperaturdetektoren, nämlich T1, T2, T4 und T5, erfassten Temperaturen die Tumormassenzerstörungstemperatur, vorzugsweise 60°C, erreichen oder darauf angestiegen sind. Ist dies der Fall, ist die Tumormasse in dem Volumen des kugelförmigen Bereichs mit einer radialen Entfernung, die mit den äußeren Temperaturdetektoren, nämlich r1, r2, r4 und r5, assoziiert ist, effektiv zerstört. Die Laserbehandlung endet, wenn eine an dem/den äußersten Temperaturdetektor(en), wie T1 und T5, erfasst Temperatur auf die Tumormassenzerstörungstemperatur, vorzugsweise auf 60°C, angestiegen ist.
- Es ist klar, dass die Menge an Laserenergie, die zum Zerstören der Tumormasse und der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse erforderlich ist, ebenfalls bestimmt werden kann. Basierend auf vorangehenden, durch den Erfinder durchgeführten Studien erfordert die Zerstörung von ungefähr 1 cm3 Tumormasse und/oder die Tumormasse umgebender Gewebemasse ungefähr 2500 Joule (J) an Laserenergie (siehe beispielsweise Dowlatshahi et al., 2000, Stereotactically Guided Laser Therapy of Occult Breast Tumors, ARCH. SURG., Vol. 135, 1345–1352). Durch Berechnen der Menge an zerstörter Tumormasse und unter der Annahme, dass die Menge an Tumormassenzerstörung ungefähr 2500 J/cm3 an Laserenergie erfordert, kann die Menge an Laserenergie (J), die zum Zerstören des Volumens an Tumormasse erforderlich ist, berechnet werden.
- Es ist klar, das die vorliegende Erfindung nicht auf die Anzahl, den Typ, Positionen und Lokalisationen der Temperaturdetektoren beschränkt ist. Es kann eine Vielzahl an Lokalisationen und Anzahlen an Detektoren verwendet werden, beispielsweise in Abhängigkeit der Tumorbehandlungsbedingungen, wie den Typ und die Lokalisation des Tumors. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die Temperaturdetektoren positioniert, um die Zerstörung der Tumormasse zu einer radialen Entfernung von der tatsächlichen Tumormasse zu überwachen, die mit den äußeren Temperaturdetektoren (d. h. T1 und T5) assoziiert ist.
- Es ist klar, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die Tumormassenzerstörungstemperatur beschränkt ist. Es kann eine Vielzahl an unterschiedlichen Temperaturen verwendet werden, um der Tumormassenzerstörungstemperatur zu entsprechen, die, wie vorstehend beschrieben, von den Tumorbehandlungsbedingungen abhängig ist. In einer bevorzugten Ausführungsform beträgt die bevorzugte Tumormassenzerstörungstemperatur mindestens 60°C.
- Das Computersteuersystem verwendet die Berechnung(en) der Tumormassenzerstörung, wie vorstehend beschrieben, um eine graphische Anzeige
62 oder Darstellung der zerstörten Tumormasse bereitzustellen, die wie in4A dargestellt vorzugsweise mit einer Abbildung der tatsächlichen Tumormasse, die vor der Behandlung aufgenommen wurde, überlagert wird. Die graphische Anzeige62 der zerstörten Tumormasse wird vorzugsweise als ein kreisförmiges (2-D) oder kugelförmiges (3-D) Symbol angezeigt. Die Markierungselemente werden ebenfalls zusätzlich zu der Tumormasse graphisch angezeigt. - In
4B stellt die Anzeige62 die Lasersonde14 und die Temperatursonde16 nach Einbringen in das Brustgewebe dar. Die Spitze64 der Lasersonde14 ist mittig in der Tumormasse40 angeordnet bzw. lokalisiert, und die Temperatursonde16 ist relativ zu der Lasersonde14 , wie vorstehend erläutert, positioniert. Nimmt die Temperatur räumlich und konzentrisch von der Spitze der Lasersonde zu, erfasst der Temperaturdetektor bei T3 eine Tumormassenzerstörungstemperatur (d. h. vorzugsweise 60°C). Bei dieser Temperatur erscheint das Symbol66 der zerstörten Tumormasse, wie in der Anzeige von4B dargestellt. Erreicht die Temperatur bei T1 und T5 die Tumormassenzerstörungstemperatur, erweitert sich, wie in4C gezeigt, das Symbol67 der zerstörten Tumormasse, um den mit T1 und T5 assoziierten Bereich an zerstörter Tumormasse zu umfassen. - Das Symbol der Tumormassenzerstörung erstreckt sich von dem tatsächlichen Bild der Tumormasse durch eine Entfernung nach außen, die mit der Lokalisation der äußeren Temperaturdetektoren der Temperatursonde (d. h. T1 und T5) assoziiert ist. Wie weiter in
4C dargestellt, ist bei dieser Entfernung die Zerstörung der Tumormasse effektiv vollständig. Diese Entfernung reicht von ungefähr 0,25 cm auf ungefähr 0,75 cm, vorzugsweise reicht sie von ungefähr 0,4 cm auf ungefähr 0,5 cm. Die graphische Anzeige der vorliegenden Erfindung stellt, im Unterschied zu bekannten Anzeigen, die lediglich die Temperatur an verschiedenen Stellen der Tumormasse durch ein herkömmliches Balkendiagramm darstellen, eine visuelle Echtzeitüberwachung der Zerstörung der Tumormasse bereit. - Eine alternative Ausführungsform der graphischen Darstellungen der Tumormassenzerstörungszone zu Beginn, nachfolgenden und Endstadien der Lasertherapie zur visuellen Echtzeitüberwachung der Zerstörung der Tumormasse ist in den
4D ,4E ,4F ,4G und4H gezeigt.4D zeigt den Tumor ohne irgendeine Zerstörungszone.4E ,4F ,4G und4H zeigen, dass die Zerstörungszone in der Größe zunimmt, um sich über die Tumorzone zu erweitern. Es ist klar, dass unterschiedliche Querschraffuren, Schattierungen und graphische Abbildungen verwendet werden können, um die Tumormasse und die Zerstörungszone graphisch darzustellen. Ebenfalls ist klar, dass unterschiedliche Farben graphisch verwendet werden können, um die Tumormasse und die Zerstörungszone darzustellen. - Ferner ist klar, dass eine weitere graphische Darstellung der Temperaturen in Verbindung mit den vorstehend aufgeführten graphischen Abbildungen implementiert werden kann.
4I und4J zeigen ein Balkendiagramm, welches dem Bediener des Systems vorzugsweise ebenfalls bereitgestellt wird. Die Balkendiagramme zeigen die Temperaturen bei Tc, T1, T2, T3, T4 und T5 zu verschiedenen Zeitpunkten. Wie in4I gezeigt, ist die Temperatur bei Tc wesentlich höher als die Temperatur bei T3, die höher ist als die Temperatur bei T2 und T4, die höher ist als die Temperatur bei T1 und T5. Nimmt die Tumormassenzerstörungstemperatur an diesen Punkten zu und die Zerstörungszone nimmt zu, ändert sich das Balkendiagramm zu einem Zeitpunkt, wie in4J dargestellt. Zu diesem Zeitpunkt liegen die Gebiete bei T1 und T5 oberhalb der Tumormassenzerstörungstemperatur, die vorzugsweise 60°C beträgt. Deshalb weiß der Bediener zusätzlich zu den vorstehend beschriebenen graphischen Darstellungen, dass die Masse zerstört wurde. - In einer alternativen Ausführungsform verwendet die vorliegende Erfindung einen Blutzirkulationstest in Verbindung mit einer visuellen Echtzeitüberwachung, um zu bestimmen, warm die Zerstörung der gesamten Tumormasse effektiv vollständig ist. Es kann ein beliebiger geeigneter Blutzirkulationstest verwendet werden. Jedoch ist kontrastverstärkter Farbdoppler-Ultraschall die bevorzugte Technik, die ein geeignetes Kontrastmittel und einen geeigneten Schallkopf bzw. Transducer bzw. Wandler-Ultraschall zum Beobachten des Bluts mit Farbe verwendet, wenn es in der Tumormasse und der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse (d. h. Brustgewebe) zirkuliert. Der Blutzirkulationstest wird vor und nach Behandlung durchgeführt, wobei die Ergebnisse verglichen werden, um zu bestimmen, ob die Tumormasse effektiv zerstört wurde.
- Es können beliebige geeignete Schallköpfe und Kontrastmittel verwendet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform ist der Schallkopf-Ultraschall ein 7,5 MHz Linear-Array-Schallkopf-Ultraschall, der im Handel von ATL in Bothel, Washington erhältlich ist.
- Zusätzlich ist das Kontrastmittel vorzugsweise ein durch Beschallung zerstörtes Albuminbasierendes Agens, das heißt ein Albumin-basierendes Material mit gas-injizierten Bläschen. Es ist klar, dass die Reflektion der Schallwellen von den Bläschen in dem Albumin-basierenden Material eine Farbantwort erzeugt, die indikativ für einen Blutfluss oder eine Zirkulation ist. Insbesondere ist das Kontrastmittel OPTISON, welches ein im Handel von Mallinkrodt von St. Louis, Missouri erhältliches Produkt ist.
- Vor einer Behandlung wird eine wirksame Menge des Kontrastmittels vorzugsweise in eine Vene injiziert. Das Kontrastmittel wird verwendet, um das Abbild der Blutzirkulation zu verbessern, das von der Farbdoppler-Ultraschalltechnik herrührt. Die Wirksamkeit des Kontrastmittels wird durch einen Vergleich der Farbdoppler-Ultraschall-Blutfluss-Abbildungen der
5A und5B gezeigt. Das Kontrastmittel wurde verwendet, um die Blutfluss-Abbildungen von5B und nicht von5A zu erzeugen. Durch Vergleich dieser Figuren wird offenkundig, dass die Blutfluss-Abbildung von5B mehr verstärkt ist, als die Blutfluss-Abbildung von5A . - Wie
5B zeigt, erfasst der kontrastverstärkte Farbdoppler-Ultraschall eine wesentliche Menge an Blutfluss in der Tumormasse und der die Tumormasse umgebenden Gewebemasse. Nach Behandlung wird das Kontrastmittel wieder injiziert, um den Blutfluss in und um die Tumormasse zu beobachten. Wie vorher vorausgesagt, war in der Tumormasse und dem umgebenden Gebiet effektiv kein Blutfluss, wie durch die vorstehend beschriebene Ultraschall-Technik erfasst wurde, und wie in5C gezeigt. Dies zeigt, dass die Tumormasse und die die Tumormasse umgebende Gewebemasse effektiv zerstört wurde. Wurde die Tumormasse und die umgebende Gewebemasse zerstört, kann in diesem behandelten Bereich effektiv keine Blutzirkulation durch Farbdoppler-Ultraschall beobachtet werden. Eine Vergleichsanalyse zwischen den Ergebnissen des Blutzirkulationstest vor und nach Behandlung wird verwendet, um zu Bestimmen, ob die gesamte Tumormasse zerstört ist. - Diese Veränderung in der Blutzirkulation in und um die Tumormasse kann ebenfalls durch Injizieren einer wirksamen Menge des Kontrastmittels in die Vene während einer Lasertherapie beobachtet werden. Dies stellt während einer Laserbehandlung eine Echtzeitüberwachung der Blutzirkulation in der Tumormasse und der die Tumormasse umgebende Gewebemasse bereit. Wird mehr und mehr der Tumormasse und der umgebenden Gewebemasse zerstört, fließt weniger Blut durch diesen Bereich. Nimmt die Blutzirkulation ab, kann der Blutzirkulationstest, wie der Farbdoppler-Ultraschall, verwendet werden, um eine Abnahme der Blutzirkulation, wie vorstehend erläutert, effektiv zu erfassen. Eine graphische Darstellung der Ergebnisse des Farbdoppler-Ultraschalls kann während einer Lasertherapie kontinuierlich überwacht werden. Die graphische Darstellung kann auf einer getrennten Anzeige angezeigt werden oder kann mit der tatsächlichen Abbildung der Tumormasse während einer Lasertherapie überlagert werden. Die graphische Darstellung stellt weiter eine Echtzeitüberwachung der Tumorzerstörung bereit bevor der Patient von dem Tisch entfernt wird. Zeigt ein Abschnitt des abgezielten Gewebes einen Blutfluss, was eine Lebensfähigkeit andeutet, kann eine zusätzliche Laserbehandlung verabreicht werden. Es ist klar, dass die graphische Darstellung in einer beliebigen geeigneten Art und Weise konfiguriert werden kann, so dass die Blutflusszirkulation überwacht werden kann.
- In
6 ist eine tatsächliche Tumormasse, die während einer Lasertherapie gemäß der vorliegenden Erfindung zerstört wurde, dargestellt. Der leere bzw. hohle Bereich stellt den Bereich dar, in dem die Tumormasse und das umgebende Gewebe durch eine Lasertherapie zerstört wurden. Wie in6 gezeigt ist der leere Bereich in der Form tatsächlich kreisförmig und weist einen ungefähren Durchmesser von 2,5 bis 3,0 cm auf.6 zeigt einen Schnitt eines laserbehandelten Brusttumors. Der rote Ring ist die Entzündungszone und das Gewebe darin ist zerstört. Der Durchmesser dieses Rings entspricht dem Durchmesser der durch Farbdoppler-Ultraschall in5C gesehenen avaskulären Zone. In einer weiteren alternativen Ausführungsform verwendet die vorliegende Erfindung vor und nach der Behandlung einen Blutzirkulationstest, wie ein Farbdoppler-Ultraschall, um, wie vorstehend erläutert, weitere Beweise bereitzustellen, wann die gesamte Tumormasse wirksam zerstört wurde. Der Blutzirkulationstest kann ebenso während der Therapie verwendet werden, um, wie vorstehend erläutert, eine weitere Echtzeit-Überwachung der Tumormassenzerstörung bereitzustellen. - Es sollte klar sein, dass die vorliegende Erfindung nicht auf eine interstitielle Lasertherapie, und insbesondere eine interstitielle Lasertherapie zur Zerstörung eines Brusttumors, beschränkt ist. Die vorliegende Erfindung kann für eine Vielzahl an unterschiedlichen nicht-chirurgischen Behandlungen zur Zerstörung einer Vielzahl unterschiedlicher Tumormassen angewendet werden.
- Es sollte klar sein, dass Modifikationen und Variationen durchgeführt werden können ohne vom Umfang der neuen Konzepte der vorliegenden Erfindung abzuweichen, und es sollte klar sein, dass diese Anmeldung lediglich durch den Umfang der angefügten Ansprüche begrenzt ist.
- Es sollte klar sein, dass dem Fachmann verschiedenartige Veränderungen und Modifikationen zu den gegenwärtig bevorzugten, hier beschriebenen Ausführungsformen offensichtlich sind. Derartige Veränderungen und Modifikationen können gemacht werden, ohne ihre beabsichtigten Vorteile zu verringern. Deshalb sollen derartige Veränderungen und Modifikationen durch die angefügten Ansprüche abgedeckt sein.
- ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
- Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
- Zitierte Patentliteratur
-
- - US 5169396 [0002]
- - US 5853366 [0006]
- Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Dowlatshahi et al., 2000, Stereotactically Guided Laser Therapy of Occult Breast Tumors, ARCH. SURG., Vol. 135, 1345–1352 [0048]
Claims (23)
- Vorrichtung zur Überwachung der Zerstörung einer bestimmten Menge einer Tumormasse, umfassend: Eine Kanüle, die angepasst ist, eine Faser zum Leiten einer gewünschten Menge von Strahlung in die Tumormasse aufzunehmen, eine Temperatursonde, die zum Erfassen einer Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse angepasst ist, und eine Anzeigeeinrichtung, die zum Anzeigen einer Indikation angepasst ist, dass die Menge der Tumormasse zerstört ist, mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur in der Nachbarschaft der Tumormasse basierend.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Kanüle zum Erfassen der Temperatur der Tumormasse angepasst ist und die Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen der Indikation angepasst ist, dass die Menge der Tumormasse zerstört wird, ebenfalls mindestens teilweise auf der Temperatur der Tumormasse basierend.
- Vorrichtung nach Anspruch 2, die ein Computersteuersystem beinhaltet, das daran angepasst ist, mit der Kanüle, der Temperatursonde und der Anzeigeeinrichtung verbunden zu werden, wobei das Computersteuersystem angepasst ist, die Menge von zerstörter Tumormasse mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur basierend zu bestimmen.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Kanüle einen Temperatursensor aufweist, der angepasst ist, die Temperatur der Tumormasse zu erfassen und worin die Anzeigeeinrichtung angepasst ist, die Indikation anzuzeigen, dass die Menge der Tumormasse zerstört wird, ebenfalls mindestens teilweise auf der Temperatur der Tumormasse basierend.
- Vorrichtung nach Anspruch 4, die beinhaltet, ein Computersteuersystem, das daran angepasst ist, mit der Kanüle, der Temperatursonde und der Anzeigeeinrichtung verbunden zu werden, wobei das Computersteuersystem angepasst ist, die Menge von zerstörter Tumormasse mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur basierend zu bestimmen.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Temperatursonde angepasst ist, mehrere Gewebetemperaturen zu erfassen, die in der Nachbarschaft der Tumormasse vorliegen und worin die Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen einer Indikation angepasst ist, dass die Menge der Tumormasse zerstört ist, mindestens teilweise auf den mehreren Gewebetemperaturen basierend.
- Vorrichtung nach Anspruch 6, worin die Temperatursonde fünf räumlich voneinander getrennte Temperaturdetektoren beinhaltet.
- Vorrichtung nach Anspruch 6, die beinhaltet, ein Computersteuersystem, das daran angepasst ist, mit der Kanüle, der Temperatursonde und der Anzeigeeinrichtung verbunden zu werden, wobei das Computersteuersystem angepasst ist, die Menge von zerstörter Tumormasse mindestens teilweise auf den mehreren Gewebetemperaturen basierend zu bestimmen.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, die beinhaltet, ein Computersteuersystem, das daran angepasst ist, mit der Temperatursonde und der Anzeigeeinrichtung verbunden zu werden, wobei das Computersteuersystem angepasst ist, mindestens teilweise auf der Gewebetemperatur basierend die Menge von zerstörter Tumormasse zu bestimmen.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die auf der Anzeigeeinrichtung angezeigte Indikation eine graphische Darstellung beinhaltet.
- Vorrichtung nach Anspruch 10, worin die graphische Darstellung ein Balkendiagramm ist.
- Vorrichtung nach Anspruch 10, worin die graphische Darstellung einem Abbild der Tumormasse überlagert wird, um ein optisches Echtzeitüberwachen der zerstörten Tumormasse bereitzustellen.
- Vorrichtung nach Anspruch 10, worin die graphische Darstellung ein geometrisches Symbol beinhaltet.
- Vorrichtung nach Anspruch 10, worin die graphische Darstellung ein zweidimensionales Bild beinhaltet.
- Vorrichtung nach Anspruch 10, worin die graphische Darstellung ein dreidimensionales Bild beinhaltet.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Kanüle und die Temperatursonde jeweils mehrere Positionsmarkierungen beinhalten, um die Bestimmung der relativen Positionen der Kanüle und der Temperatursonde zu erleichtern.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Positionsmarkierungen jeweils entlang eines Teilbereichs einer Länge von der Kanüle und entlang eines Teilbereichs einer Länge von der Temperatursonde gleichmäßig beabstandet sind.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, worin die Kanüle angepasst ist, dass ein physiologisch verträgliches Fluid um die Faser herum fließen kann.
- Vorrichtung nach Anspruch 18, die eine Fluidpumpe beinhaltet, die angepasst ist, das Fluid an die Kanüle zu liefern.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, die eine Laserlichtleitfaser und eine Laserquelle beinhaltet, die mit der Laserlichtleitfaser verbunden werden kann.
- Vorrichtung nach Anspruch 20, worin die Laserquelle ein Diodenlaser ist.
- Vorrichtung nach Anspruch 1, die Mittel zum Ausführen eines Blutzirkulationstests beinhaltet, welche ein Kontrastmittel zur Bestimmung der Tumormassenzerstörung verwenden.
- Vorrichtung nach Anspruch 22, worin die Blutzirkulationstestmittel Mittel zum Durchführen eines kontrastverstärkten Farb-Doppler-Ultraschalltest beinhalten.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE20221877U DE20221877U1 (de) | 1977-07-12 | 2002-04-12 | Vorrichtung zur Verabreichung von ablativer Laserenergie und zur Bestimmung des Volumens der zerstörten Tumormasse |
Applications Claiming Priority (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19772731333 DE2731333A1 (de) | 1977-04-04 | 1977-07-12 | Verfahren zum bringen einer untermass- druckhuelse in ihre arbeitsstellung auf einem druckwalzenkern sowie druckwalze |
US834,873 | 2001-04-13 | ||
US09/834,873 US6603988B2 (en) | 2001-04-13 | 2001-04-13 | Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed |
DE20221877U DE20221877U1 (de) | 1977-07-12 | 2002-04-12 | Vorrichtung zur Verabreichung von ablativer Laserenergie und zur Bestimmung des Volumens der zerstörten Tumormasse |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE20221877U1 true DE20221877U1 (de) | 2009-01-29 |
Family
ID=25268030
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE60221371T Expired - Lifetime DE60221371T2 (de) | 2001-04-13 | 2002-04-12 | Vorrichtung zur abgabe von ablativer laserenergie und zur bestimmung des volumens der zerstörten tumormasse |
DE20221877U Expired - Lifetime DE20221877U1 (de) | 1977-07-12 | 2002-04-12 | Vorrichtung zur Verabreichung von ablativer Laserenergie und zur Bestimmung des Volumens der zerstörten Tumormasse |
Family Applications Before (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE60221371T Expired - Lifetime DE60221371T2 (de) | 2001-04-13 | 2002-04-12 | Vorrichtung zur abgabe von ablativer laserenergie und zur bestimmung des volumens der zerstörten tumormasse |
Country Status (15)
Country | Link |
---|---|
US (6) | US6603988B2 (de) |
EP (1) | EP1377210B1 (de) |
JP (1) | JP4338976B2 (de) |
CN (1) | CN1263422C (de) |
AT (2) | ATE367774T1 (de) |
AU (1) | AU2002303314B2 (de) |
BR (1) | BR0208877B1 (de) |
CA (1) | CA2443739C (de) |
DE (2) | DE60221371T2 (de) |
ES (1) | ES2290301T3 (de) |
MX (1) | MXPA03009295A (de) |
NZ (1) | NZ529478A (de) |
RU (1) | RU2003133134A (de) |
WO (1) | WO2002082993A1 (de) |
ZA (1) | ZA200307987B (de) |
Families Citing this family (79)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6603988B2 (en) * | 2001-04-13 | 2003-08-05 | Kelsey, Inc. | Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed |
US7363071B2 (en) * | 1999-05-26 | 2008-04-22 | Endocare, Inc. | Computer guided ablation of tissue using integrated ablative/temperature sensing devices |
AU2001239987A1 (en) | 2000-03-06 | 2001-09-17 | Tissuelink Medical, Inc. | Fluid delivery system and controller for electrosurgical devices |
US6689131B2 (en) | 2001-03-08 | 2004-02-10 | Tissuelink Medical, Inc. | Electrosurgical device having a tissue reduction sensor |
US7811282B2 (en) | 2000-03-06 | 2010-10-12 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted electrosurgical devices, electrosurgical unit with pump and methods of use thereof |
US6558385B1 (en) | 2000-09-22 | 2003-05-06 | Tissuelink Medical, Inc. | Fluid-assisted medical device |
US8048070B2 (en) | 2000-03-06 | 2011-11-01 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted medical devices, systems and methods |
US8256430B2 (en) | 2001-06-15 | 2012-09-04 | Monteris Medical, Inc. | Hyperthermia treatment and probe therefor |
US20050143791A1 (en) * | 2001-07-09 | 2005-06-30 | Stuart Hameroff | Process of treating a cell |
EP1435867B1 (de) | 2001-09-05 | 2010-11-17 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Flüssigkeitsgestützte geräte und systeme |
SE522697C2 (sv) * | 2001-11-14 | 2004-03-02 | Spectracure Ab | Terapi- och diagnossystem med fördelare för distribution av strålning |
EP1539013A4 (de) | 2002-06-19 | 2005-09-21 | Palomar Medical Tech Inc | Verfahren und gerät zur behandlung von haut- und unterhauterkrankungen |
AU2003288945A1 (en) | 2002-10-29 | 2004-05-25 | Tissuelink Medical, Inc. | Fluid-assisted electrosurgical scissors and methods |
US7041109B2 (en) * | 2002-12-12 | 2006-05-09 | Kelsey, Inc. | Apparatus and method for interstitial laser therapy of small breast cancers and adjunctive therapy |
EP1493389A1 (de) * | 2003-07-01 | 2005-01-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes aus der Fokusregion eines Lithotripters |
JP4328586B2 (ja) * | 2003-09-02 | 2009-09-09 | キヤノン株式会社 | 放射線画像連結処理方法、放射線画像連結処理装置、コンピュータプログラム及びコンピュータ読み取り可能な記録媒体 |
US7270656B2 (en) | 2003-11-07 | 2007-09-18 | Visualase, Inc. | Cooled laser fiber for improved thermal therapy |
SE0303124D0 (sv) * | 2003-11-25 | 2003-11-25 | Elekta Instr Ab | An apparatus for controlled directional monitoring and destruction of tissue |
US7727232B1 (en) | 2004-02-04 | 2010-06-01 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-assisted medical devices and methods |
DE602005024771D1 (de) | 2004-02-12 | 2010-12-30 | Neovista Inc | Gerät für die intraokulare brachytherapie |
US7445617B2 (en) * | 2004-05-10 | 2008-11-04 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Temperature indicating devices and methods of use |
US20060000814A1 (en) * | 2004-06-30 | 2006-01-05 | Bo Gu | Laser-based method and system for processing targeted surface material and article produced thereby |
US7856985B2 (en) | 2005-04-22 | 2010-12-28 | Cynosure, Inc. | Method of treatment body tissue using a non-uniform laser beam |
SE0501078L (sv) * | 2005-05-12 | 2006-11-13 | Spectracure Ab | En anordning för att analysera ett vätskeflöde |
US20070016011A1 (en) * | 2005-05-18 | 2007-01-18 | Robert Schmidt | Instrument position recording in medical navigation |
EP1951372A4 (de) | 2005-11-15 | 2011-06-22 | Neovista Inc | Verfahren und gerät für die intraokulare brachytherapie |
DE102005056080B4 (de) * | 2005-11-24 | 2010-04-08 | Siemens Ag | Einrichtung für die Röntgen-Brachytherapie mit einer in das Innere eines Körpers zur Röntgen-Brachytherapie einführbaren Sonde |
EP2035090A1 (de) * | 2006-07-04 | 2009-03-18 | Bracco Imaging S.p.A | Vorrichtung zur lokalen wärmeablation von biologischem gewebe, insbesondere tumor- und ähnlichem gewebe |
JP5001363B2 (ja) * | 2006-07-04 | 2012-08-15 | ブラッコ イメージング ソチエタ ペル アチオニ | 熱により局所的に腫瘍性組織のような生物組織を焼灼させる焼灼装置 |
US7586957B2 (en) | 2006-08-02 | 2009-09-08 | Cynosure, Inc | Picosecond laser apparatus and methods for its operation and use |
GB2441789B (en) * | 2006-09-18 | 2012-03-28 | Angus Buchan Gordon | Use of a Tumour Volume Measuring Device |
WO2008097902A2 (en) * | 2007-02-05 | 2008-08-14 | Novian Health, Inc. | Interstitial laser therapy kits and interstitial laser therapy control system |
US8092507B2 (en) * | 2007-02-05 | 2012-01-10 | Novian Health, Inc. | Interstitial energy treatment probe holders |
US20090076488A1 (en) * | 2007-06-08 | 2009-03-19 | Cynosure, Inc. | Thermal surgery safety suite |
US9403029B2 (en) | 2007-07-18 | 2016-08-02 | Visualase, Inc. | Systems and methods for thermal therapy |
SE532142C2 (sv) * | 2007-09-28 | 2009-11-03 | Clinical Laserthermia Systems | Anordning för bestämning av en termisk egenskap hos en vävnad |
JP5587786B2 (ja) * | 2007-12-06 | 2014-09-10 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 対象物にエネルギーを印加する装置、方法及びコンピュータプログラム |
JP5489148B2 (ja) * | 2007-12-28 | 2014-05-14 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波診断装置 |
JP5443386B2 (ja) | 2007-12-28 | 2014-03-19 | サリエント・サージカル・テクノロジーズ・インコーポレーテッド | 流体支援電気外科デバイス、方法ならびにシステム |
CN101960489A (zh) | 2007-12-31 | 2011-01-26 | 真实成像有限公司 | 用于分析热图像的方法、设备和*** |
WO2009118721A1 (en) * | 2008-03-28 | 2009-10-01 | Real Imaging Ltd. | Method apparatus and system for analyzing thermal images |
ITFI20080176A1 (it) * | 2008-09-15 | 2010-03-16 | Elesta S R L | "metodo e dispositivo per il trattamento e monitoraggio ecografico tramite ablazione laser percutanea" |
US9254168B2 (en) | 2009-02-02 | 2016-02-09 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electro-thermotherapy of tissue using penetrating microelectrode array |
US8632533B2 (en) | 2009-02-23 | 2014-01-21 | Medtronic Advanced Energy Llc | Fluid-assisted electrosurgical device |
US8663210B2 (en) | 2009-05-13 | 2014-03-04 | Novian Health, Inc. | Methods and apparatus for performing interstitial laser therapy and interstitial brachytherapy |
WO2011031748A1 (en) | 2009-09-08 | 2011-03-17 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Cartridge assembly for electrosurgical devices, electrosurgical unit and methods of use thereof |
WO2011112991A1 (en) | 2010-03-11 | 2011-09-15 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Bipolar electrosurgical cutter with position insensitive return electrode contact |
US20110295249A1 (en) * | 2010-05-28 | 2011-12-01 | Salient Surgical Technologies, Inc. | Fluid-Assisted Electrosurgical Devices, and Methods of Manufacture Thereof |
US9138289B2 (en) | 2010-06-28 | 2015-09-22 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrode sheath for electrosurgical device |
US8920417B2 (en) | 2010-06-30 | 2014-12-30 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical devices and methods of use thereof |
US8906012B2 (en) | 2010-06-30 | 2014-12-09 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical devices with wire electrode |
US9023040B2 (en) | 2010-10-26 | 2015-05-05 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical cutting devices |
US9427281B2 (en) | 2011-03-11 | 2016-08-30 | Medtronic Advanced Energy Llc | Bronchoscope-compatible catheter provided with electrosurgical device |
US9750565B2 (en) | 2011-09-30 | 2017-09-05 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical balloons |
US8870864B2 (en) | 2011-10-28 | 2014-10-28 | Medtronic Advanced Energy Llc | Single instrument electrosurgery apparatus and its method of use |
KR102136901B1 (ko) | 2012-04-18 | 2020-07-22 | 싸이노슈어, 엘엘씨 | 피코초 레이저 장치 및 그를 사용한 표적 조직의 치료 방법 |
WO2014003855A1 (en) | 2012-06-27 | 2014-01-03 | Monteris Medical Corporation | Image-guided therapy of a tissue |
EP3751684A1 (de) | 2013-03-15 | 2020-12-16 | Cynosure, Inc. | Optische picosekunden-strahlungssysteme und verfahren zur verwendung |
EP2799111A1 (de) * | 2013-04-30 | 2014-11-05 | Clinical Laserthermia Systems AB | Vorrichtung und Verfahren zur Steuerung von immunstimulierender Laser-Thermotherapie |
USD733873S1 (en) | 2013-05-07 | 2015-07-07 | Novian Health Inc. | Probe holder |
US10631914B2 (en) | 2013-09-30 | 2020-04-28 | Covidien Lp | Bipolar electrosurgical instrument with movable electrode and related systems and methods |
US9700342B2 (en) | 2014-03-18 | 2017-07-11 | Monteris Medical Corporation | Image-guided therapy of a tissue |
US9486170B2 (en) | 2014-03-18 | 2016-11-08 | Monteris Medical Corporation | Image-guided therapy of a tissue |
US10675113B2 (en) | 2014-03-18 | 2020-06-09 | Monteris Medical Corporation | Automated therapy of a three-dimensional tissue region |
US10420608B2 (en) * | 2014-05-20 | 2019-09-24 | Verily Life Sciences Llc | System for laser ablation surgery |
US9974599B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-05-22 | Medtronic Ps Medical, Inc. | Multipurpose electrosurgical device |
US9956029B2 (en) | 2014-10-31 | 2018-05-01 | Medtronic Advanced Energy Llc | Telescoping device with saline irrigation line |
US10327830B2 (en) | 2015-04-01 | 2019-06-25 | Monteris Medical Corporation | Cryotherapy, thermal therapy, temperature modulation therapy, and probe apparatus therefor |
US11389227B2 (en) | 2015-08-20 | 2022-07-19 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical device with multivariate control |
US11051875B2 (en) | 2015-08-24 | 2021-07-06 | Medtronic Advanced Energy Llc | Multipurpose electrosurgical device |
US10888708B2 (en) | 2015-11-11 | 2021-01-12 | Qc, Llc | Phototherapy device with real-time morphologic feedback and guidance |
US10716612B2 (en) | 2015-12-18 | 2020-07-21 | Medtronic Advanced Energy Llc | Electrosurgical device with multiple monopolar electrode assembly |
US11172821B2 (en) | 2016-04-28 | 2021-11-16 | Medtronic Navigation, Inc. | Navigation and local thermometry |
US12023082B2 (en) | 2017-10-06 | 2024-07-02 | Medtronic Advanced Energy Llc | Hemostatic thermal sealer |
US11418000B2 (en) | 2018-02-26 | 2022-08-16 | Cynosure, Llc | Q-switched cavity dumped sub-nanosecond laser |
WO2020163854A1 (en) * | 2019-02-08 | 2020-08-13 | Emory University | Devices, systems, and methods for cryoablation |
JP7335439B2 (ja) | 2019-10-28 | 2023-08-29 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | Rf電極カニューレ |
US20210386478A1 (en) * | 2020-06-12 | 2021-12-16 | Medtronic Navigation, Inc. | System and method for correlating proton resonance frequency thermometry with tissue temperatures |
JP2023553834A (ja) * | 2020-11-30 | 2023-12-26 | カオ グループ、インク. | 多波長レーザーによる非侵襲的な癌治療 |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5169396A (en) | 1990-06-08 | 1992-12-08 | Kambiz Dowlatshahi | Method for interstitial laser therapy |
US5853366A (en) | 1996-07-08 | 1998-12-29 | Kelsey, Inc. | Marker element for interstitial treatment and localizing device and method using same |
Family Cites Families (111)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US1968997A (en) * | 1932-05-21 | 1934-08-07 | Kenneth G Drucker | Device for the treatment of certain ailments |
US4305390A (en) * | 1975-11-28 | 1981-12-15 | Massachusetts Institute Of Technology | Method for generating oxygen in an excited electronic state and inactivation of microorganisms |
US6603988B2 (en) * | 2001-04-13 | 2003-08-05 | Kelsey, Inc. | Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed |
US4222375A (en) * | 1978-03-10 | 1980-09-16 | Miguel Martinez | In vivo illumination system utilizing a cannula with a conical opening allowing a snap-fit with a conical lens and an aperture for flow of fluids and utilizing a housing with a spherical lens for focusing light onto fiber optics |
DE2826383A1 (de) | 1978-06-16 | 1979-12-20 | Eichler Juergen | Sonde fuer die laser-chirurgie |
JPS55130640A (en) * | 1979-03-30 | 1980-10-09 | Olympus Optical Co | Endoscope |
US4649151A (en) * | 1982-09-27 | 1987-03-10 | Health Research, Inc. | Drugs comprising porphyrins |
US4961422A (en) * | 1983-01-21 | 1990-10-09 | Marchosky J Alexander | Method and apparatus for volumetric interstitial conductive hyperthermia |
US4662368A (en) * | 1983-06-13 | 1987-05-05 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Localized heat applying medical device |
US4773413A (en) * | 1983-06-13 | 1988-09-27 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Localized heat applying medical device |
US5019075A (en) * | 1984-10-24 | 1991-05-28 | The Beth Israel Hospital | Method and apparatus for angioplasty |
US4616656A (en) * | 1985-03-19 | 1986-10-14 | Nicholson James E | Self-actuating breast lesion probe and method of using |
US4776334A (en) * | 1985-03-22 | 1988-10-11 | Stanford University | Catheter for treatment of tumors |
US4665927A (en) * | 1985-07-22 | 1987-05-19 | Pat O. Daily | Intraoperative temperature probe |
US4681122A (en) * | 1985-09-23 | 1987-07-21 | Victory Engineering Corp. | Stereotaxic catheter for microwave thermotherapy |
US4735201A (en) | 1986-01-30 | 1988-04-05 | The Beth Israel Hospital Association | Optical fiber with detachable metallic tip for intravascular laser coagulation of arteries, veins, aneurysms, vascular malformations and arteriovenous fistulas |
US4787384A (en) * | 1986-10-06 | 1988-11-29 | Bio Medic Data System, Inc. | Animal marker implanting system |
US5002548A (en) * | 1986-10-06 | 1991-03-26 | Bio Medic Data Systems, Inc. | Animal marker implanting system |
US4774948A (en) * | 1986-11-24 | 1988-10-04 | Markham Charles W | Marking and retraction needle having retrievable stylet |
US4931059A (en) * | 1986-11-24 | 1990-06-05 | Markham Charles W | Needle/stylet combination |
US4819630A (en) * | 1987-03-20 | 1989-04-11 | Laser Photonics, Inc. | Flexible light transmissive apparatus and method |
US4957481A (en) * | 1987-10-01 | 1990-09-18 | U.S. Bioscience | Photodynamic therapeutic technique |
US4991579A (en) * | 1987-11-10 | 1991-02-12 | Allen George S | Method and apparatus for providing related images over time of a portion of the anatomy using fiducial implants |
JPH01139081A (ja) * | 1987-11-27 | 1989-05-31 | Olympus Optical Co Ltd | レーザ光照射装置 |
JPH01148280A (ja) * | 1987-12-05 | 1989-06-09 | Olympus Optical Co Ltd | レーザ光照射装置 |
US5195526A (en) * | 1988-03-11 | 1993-03-23 | Michelson Gary K | Spinal marker needle |
US4883062A (en) * | 1988-04-25 | 1989-11-28 | Medex, Inc. | Temperture and pressure monitors utilizing interference filters |
US4959063A (en) * | 1988-05-12 | 1990-09-25 | Osada Research Institute, Ltd. | Spinal needle with optical fiber means for radiating a laser beam |
US5242437A (en) * | 1988-06-10 | 1993-09-07 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Medical device applying localized high intensity light and heat, particularly for destruction of the endometrium |
US4967765A (en) * | 1988-07-28 | 1990-11-06 | Bsd Medical Corporation | Urethral inserted applicator for prostate hyperthermia |
US5125925A (en) * | 1988-08-03 | 1992-06-30 | Photoradiation Systems | Intracavity laser catheter with sensing fiber |
US4890898A (en) * | 1988-08-18 | 1990-01-02 | Hgm Medical Laser Systems, Inc. | Composite microsize optical fiber-electric lead cable |
US4920978A (en) * | 1988-08-31 | 1990-05-01 | Triangle Research And Development Corporation | Method and apparatus for the endoscopic treatment of deep tumors using RF hyperthermia |
US4946440A (en) * | 1988-10-05 | 1990-08-07 | Hall John E | Evertible membrane catheter and method of use |
IL89874A0 (en) * | 1989-04-06 | 1989-12-15 | Nissim Nejat Danon | Apparatus for computerized laser surgery |
GB2230191B (en) * | 1989-04-15 | 1992-04-22 | Robert Graham Urie | Lesion location device |
US5234426A (en) * | 1989-06-15 | 1993-08-10 | Research Corporation Technologies, Inc. | Helical-tipped lesion localization needle device and method of using the same |
US5061265A (en) * | 1989-06-20 | 1991-10-29 | University Of Florida | Laser treatment apparatus and method |
US5129896A (en) * | 1989-11-13 | 1992-07-14 | Hasson Harrith M | Holder to facilitate use of a laser in surgical procedures |
US5415169A (en) | 1989-11-21 | 1995-05-16 | Fischer Imaging Corporation | Motorized mammographic biopsy apparatus |
US5078142A (en) | 1989-11-21 | 1992-01-07 | Fischer Imaging Corporation | Precision mammographic needle biopsy system |
US5240011A (en) | 1991-11-27 | 1993-08-31 | Fischer Imaging Corporation | Motorized biopsy needle positioner |
US5158084A (en) * | 1989-11-22 | 1992-10-27 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Modified localization wire for excisional biopsy |
US5201729A (en) * | 1990-01-12 | 1993-04-13 | Laserscope | Method for performing percutaneous diskectomy using a laser |
FR2660543B1 (fr) * | 1990-04-06 | 1998-02-13 | Technomed Int Sa | Procede de mesure automatique du volume d'une tumeur, en particulier une tumeur de la prostate, dispositif de mesure, procede et appareil en comportant application. |
US5116345A (en) * | 1990-11-28 | 1992-05-26 | Ohio Medical Instrument Co., Inc. | Stereotactically implanting an intracranial device |
US5127916A (en) * | 1991-01-22 | 1992-07-07 | Medical Device Technologies, Inc. | Localization needle assembly |
FR2675371A1 (fr) * | 1991-04-22 | 1992-10-23 | Technomed Int Sa | Dispositif de traitement thermique de tissus par groupe de sequence d'impulsions. |
US5301671A (en) * | 1991-09-17 | 1994-04-12 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Two- and three-dimensional autoradiographic imaging utilizing charge coupled devices |
US5222953A (en) | 1991-10-02 | 1993-06-29 | Kambiz Dowlatshahi | Apparatus for interstitial laser therapy having an improved temperature sensor for tissue being treated |
US5681282A (en) | 1992-01-07 | 1997-10-28 | Arthrocare Corporation | Methods and apparatus for ablation of luminal tissues |
AU3475493A (en) * | 1992-01-16 | 1993-09-01 | General Hospital Corporation, The | Method and apparatus for locating tumors |
MX9300607A (es) | 1992-02-06 | 1993-10-01 | American Med Syst | Aparato y metodo para tratamiento intersticial. |
US5486161A (en) * | 1993-02-02 | 1996-01-23 | Zomed International | Medical probe device and method |
US5484400A (en) * | 1992-08-12 | 1996-01-16 | Vidamed, Inc. | Dual channel RF delivery system |
US5312392A (en) * | 1992-08-31 | 1994-05-17 | Messerschmitt-Boelkow-Blohm Ag | Interstitial laser coagulation treatment for benign prostatic hyperplasia |
US5386447A (en) * | 1992-09-23 | 1995-01-31 | Fischer Imaging Corporation | Mammographic screening and biopsy apparatus |
TW259716B (de) * | 1992-10-09 | 1995-10-11 | Birtcher Med Syst | |
US5620479A (en) * | 1992-11-13 | 1997-04-15 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for thermal therapy of tumors |
USD344903S (en) * | 1992-11-25 | 1994-03-08 | Surgical Technologies, Inc. | Bipolar probe |
US5575794A (en) * | 1993-02-12 | 1996-11-19 | Walus; Richard L. | Tool for implanting a fiducial marker |
US5307812A (en) * | 1993-03-26 | 1994-05-03 | General Electric Company | Heat surgery system monitored by real-time magnetic resonance profiling |
US5472441A (en) | 1993-11-08 | 1995-12-05 | Zomed International | Device for treating cancer and non-malignant tumors and methods |
US5728143A (en) * | 1995-08-15 | 1998-03-17 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple antenna ablation apparatus and method |
US5599346A (en) * | 1993-11-08 | 1997-02-04 | Zomed International, Inc. | RF treatment system |
US5458597A (en) * | 1993-11-08 | 1995-10-17 | Zomed International | Device for treating cancer and non-malignant tumors and methods |
US5928229A (en) * | 1993-11-08 | 1999-07-27 | Rita Medical Systems, Inc. | Tumor ablation apparatus |
US5683384A (en) * | 1993-11-08 | 1997-11-04 | Zomed | Multiple antenna ablation apparatus |
US6071280A (en) * | 1993-11-08 | 2000-06-06 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple electrode ablation apparatus |
US5536267A (en) | 1993-11-08 | 1996-07-16 | Zomed International | Multiple electrode ablation apparatus |
US6241725B1 (en) * | 1993-12-15 | 2001-06-05 | Sherwood Services Ag | High frequency thermal ablation of cancerous tumors and functional targets with image data assistance |
US5954711A (en) * | 1993-12-28 | 1999-09-21 | Nidek Co., Ltd. | Laser treatment apparatus |
US5615430A (en) * | 1994-08-22 | 1997-04-01 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Medical bed system |
US6106524A (en) | 1995-03-03 | 2000-08-22 | Neothermia Corporation | Methods and apparatus for therapeutic cauterization of predetermined volumes of biological tissue |
US5813985A (en) * | 1995-07-31 | 1998-09-29 | Care Wise Medical Products Corporation | Apparatus and methods for providing attenuation guidance and tumor targeting for external beam radiation therapy administration |
US5980517A (en) * | 1995-08-15 | 1999-11-09 | Rita Medical Systems, Inc. | Cell necrosis apparatus |
US5913855A (en) * | 1995-08-15 | 1999-06-22 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple antenna ablation apparatus and method |
US5672174A (en) * | 1995-08-15 | 1997-09-30 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple antenna ablation apparatus and method |
US5782827A (en) * | 1995-08-15 | 1998-07-21 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple antenna ablation apparatus and method with multiple sensor feedback |
US6235023B1 (en) * | 1995-08-15 | 2001-05-22 | Rita Medical Systems, Inc. | Cell necrosis apparatus |
US5863290A (en) * | 1995-08-15 | 1999-01-26 | Rita Medical Systems | Multiple antenna ablation apparatus and method |
US5672173A (en) * | 1995-08-15 | 1997-09-30 | Rita Medical Systems, Inc. | Multiple antenna ablation apparatus and method |
SE505513C2 (sv) * | 1995-11-14 | 1997-09-08 | Elekta Ab | Anordning för återpositionering av en patient |
US5636255A (en) * | 1996-03-05 | 1997-06-03 | Queen's University At Kingston | Method and apparatus for CT image registration |
US6023637A (en) * | 1997-03-31 | 2000-02-08 | Liu; Zhong Qi | Method and apparatus for thermal radiation imaging |
ES2353846T3 (es) * | 1997-04-11 | 2011-03-07 | United States Surgical Corporation | Aparato para ablación con rf y controlador del mismo. |
US6058322A (en) * | 1997-07-25 | 2000-05-02 | Arch Development Corporation | Methods for improving the accuracy in differential diagnosis on radiologic examinations |
BE1012534A3 (fr) * | 1997-08-04 | 2000-12-05 | Sumitomo Heavy Industries | Systeme de lit pour therapie par irradiation. |
JPH11221229A (ja) * | 1997-09-24 | 1999-08-17 | Eclipse Surgical Technol Inc | カテーテル |
US6517534B1 (en) * | 1998-02-11 | 2003-02-11 | Cosman Company, Inc. | Peri-urethral ablation |
US6131579A (en) * | 1998-04-21 | 2000-10-17 | Somnus Medical Technologies, Inc. | Wire based temperature sensing electrode |
AU2001217746A1 (en) * | 1998-05-14 | 2002-05-27 | Calypso Medical, Inc. | Systems and methods for locating and defining a target location within a human body |
US6341893B1 (en) * | 1998-07-23 | 2002-01-29 | Canon Kabushiki Kaisha | Photographing stand with a radiation image receiving portion |
JP3204310B2 (ja) * | 1998-08-12 | 2001-09-04 | 日本電気株式会社 | Cdma移動通信システムおよびその下り送信電力制御方法 |
US6451015B1 (en) * | 1998-11-18 | 2002-09-17 | Sherwood Services Ag | Method and system for menu-driven two-dimensional display lesion generator |
JP2000237205A (ja) * | 1999-02-17 | 2000-09-05 | Toshiba Corp | 超音波治療装置 |
US6456684B1 (en) * | 1999-07-23 | 2002-09-24 | Inki Mun | Surgical scanning system and process for use thereof |
WO2001010295A1 (en) * | 1999-08-06 | 2001-02-15 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Optoacoustic monitoring of blood oxygenation |
US6254614B1 (en) * | 1999-10-18 | 2001-07-03 | Jerry M. Jesseph | Device and method for improved diagnosis and treatment of cancer |
US7615076B2 (en) * | 1999-10-20 | 2009-11-10 | Anulex Technologies, Inc. | Method and apparatus for the treatment of the intervertebral disc annulus |
US6542767B1 (en) * | 1999-11-09 | 2003-04-01 | Biotex, Inc. | Method and system for controlling heat delivery to a target |
WO2001074252A2 (en) * | 2000-03-31 | 2001-10-11 | Rita Medical Systems Inc. | Tissue biopsy and treatment apparatus and method |
US6470217B1 (en) * | 2000-04-13 | 2002-10-22 | Celsion Corporation | Method for heating ductal and glandular carcinomas and other breast lesions to perform thermal downsizing and a thermal lumpectomy |
JP4503229B2 (ja) | 2000-06-20 | 2010-07-14 | ボストン・サイエンティフィック・コーポレーション | マイクロ波を用いて前立腺を加熱するシステムおよび方法 |
DE10127210B4 (de) * | 2001-06-05 | 2004-09-23 | Deutsches Krebsforschungszentrum Stiftung des öffentlichen Rechts | Patientenlagerungs-und Transportsystem |
US20030035868A1 (en) * | 2001-08-15 | 2003-02-20 | Packaging Specialties, Inc. | Method for producing food product packages with modified environment packaging |
US20030060813A1 (en) * | 2001-09-22 | 2003-03-27 | Loeb Marvin P. | Devices and methods for safely shrinking tissues surrounding a duct, hollow organ or body cavity |
US7399300B2 (en) * | 2001-12-04 | 2008-07-15 | Endoscopic Technologies, Inc. | Cardiac ablation devices and methods |
US7041109B2 (en) * | 2002-12-12 | 2006-05-09 | Kelsey, Inc. | Apparatus and method for interstitial laser therapy of small breast cancers and adjunctive therapy |
US20050113641A1 (en) * | 2003-11-22 | 2005-05-26 | Bala John L. | Endoscopic imaging and intervention system |
US20060095096A1 (en) * | 2004-09-09 | 2006-05-04 | Debenedictis Leonard C | Interchangeable tips for medical laser treatments and methods for using same |
-
2001
- 2001-04-13 US US09/834,873 patent/US6603988B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2002
- 2002-04-12 JP JP2002580802A patent/JP4338976B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 RU RU2003133134/14A patent/RU2003133134A/ru not_active Application Discontinuation
- 2002-04-12 NZ NZ529478A patent/NZ529478A/en not_active IP Right Cessation
- 2002-04-12 WO PCT/US2002/011452 patent/WO2002082993A1/en active IP Right Grant
- 2002-04-12 BR BRPI0208877-0A patent/BR0208877B1/pt not_active IP Right Cessation
- 2002-04-12 DE DE60221371T patent/DE60221371T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 AT AT02731333T patent/ATE367774T1/de active
- 2002-04-12 EP EP02731333A patent/EP1377210B1/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 CN CNB028105494A patent/CN1263422C/zh not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 AU AU2002303314A patent/AU2002303314B2/en not_active Expired
- 2002-04-12 ES ES02731333T patent/ES2290301T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 CA CA2443739A patent/CA2443739C/en not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 DE DE20221877U patent/DE20221877U1/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-12 MX MXPA03009295A patent/MXPA03009295A/es active IP Right Grant
- 2002-10-03 US US10/263,639 patent/US6701175B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2003
- 2003-10-14 ZA ZA200307987A patent/ZA200307987B/xx unknown
-
2004
- 2004-01-09 US US10/754,827 patent/US6865412B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2005
- 2005-02-14 US US11/057,916 patent/US7171253B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2006
- 2006-12-20 US US11/643,515 patent/US7725155B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2008
- 2008-06-20 AT AT0035108U patent/AT11291U1/de not_active IP Right Cessation
-
2010
- 2010-04-16 US US12/761,760 patent/US10765342B2/en active Active
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5169396A (en) | 1990-06-08 | 1992-12-08 | Kambiz Dowlatshahi | Method for interstitial laser therapy |
US5853366A (en) | 1996-07-08 | 1998-12-29 | Kelsey, Inc. | Marker element for interstitial treatment and localizing device and method using same |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
Dowlatshahi et al., 2000, Stereotactically Guided Laser Therapy of Occult Breast Tumors, ARCH. SURG., Vol. 135, 1345-1352 |
Also Published As
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE60221371T2 (de) | Vorrichtung zur abgabe von ablativer laserenergie und zur bestimmung des volumens der zerstörten tumormasse | |
DE102010020350B4 (de) | Verfahren zur Positionierung des Fokus eines Gradientenfeldes und Behandlungsvorrichtung | |
US5919135A (en) | System and method for treating cellular disorders in a living being | |
DE68924760T2 (de) | Vorrichtung zur chirurgischen Behandlung von Geweben mit Hyperthermie, vorzugsweise der Prostata, versehen mit einer Hitzeabschirmung, vorzugsweise mit einer radioreflektiven Abschirmung. | |
DE69232901T2 (de) | Therapeutische Endorectalsonde, insbesondere für Behandlung von Prostatakarzinom, in Kombination mit einer endoskopischen Bildsonde | |
DE69329886T2 (de) | Verfahren zur Bestimmung der Lage eines Organs | |
DE69922980T2 (de) | Verfahren und vorrichtung zur positionierung eines geräts in einem körper | |
DE69432159T2 (de) | Medizinisches Ultraschall-Behandlungsgerät mit Magnet-Resonanz-Bilddarstellung | |
AU2002303314A1 (en) | Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed | |
DE19964016A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Positionierung eines Körpers mit einem Lagesensor zur Bestrahlung | |
DE8916291U1 (de) | Vorrichtung zur chirurgischen Behandlung von Geweben mit Hyperthermie, vorzugsweise der Prostata, versehen mit einer Hitzeabschirmung, vorzugsweise mit einer radioreflektiven Abschirmung | |
DE102009011725A1 (de) | Verfahren zur Bildunterstützung bei der Navigation eines medizinischen Instruments und Vorrichtung zur Durchführung eines minimalinvasiven Eingriffs zur Therapie eines Tumors | |
DE112013001753T5 (de) | Vorrichtungen, Verfahren und Systeme zur Identifizierung und Behandlung von Lungengewebe | |
Roberts et al. | Technical and clinical aspects of CT-directed stereotaxis | |
DE3509148A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zur beruehrungsfreien, hyperthermischen destruktion lebenden gewebes in vivo und deren verwendung | |
DE112015005598T5 (de) | Ultraschallbehandlungsvorrichtung | |
AU2006203717B2 (en) | Apparatus and method for delivering ablative laser energy and determining the volume of tumor mass destroyed | |
DE102013004062A1 (de) | Vorrichtung zum Nadelvorschub | |
DE102005028263A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Lokalisieren von Oberflächenvenen oder spezifische Strukturen mit einer LED-Lichtquelle | |
DE102021206179A1 (de) | Pfadpräparationssystem zum Präparieren eines Pfades für ein Gerät | |
Mori et al. | Electrical impedance as a locating method in human stereotactic surgery | |
SK500242008U1 (en) | Apparatus for determinig the volume of tumor mass destroyed |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
R207 | Utility model specification |
Effective date: 20090305 |
|
R151 | Utility model maintained after payment of second maintenance fee after six years |
Effective date: 20090129 |
|
R152 | Utility model maintained after payment of third maintenance fee after eight years |
Effective date: 20100514 |
|
R071 | Expiry of right | ||
R071 | Expiry of right |