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Die Erfindung betrifft eine medizinische Sonde, die zur
Hyperthermie, Koagulation oder Hämostase in menschlichen oder
tierischen Organismen durch ihre Laserstrahlung eingesetzt
wird.
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In der Laser-Chirurgie sind in der letzten Zeit Fortschritte
erzielt worden, insbesondere mit YAG-Lasern und der
Verwendung von Kontakt-Lasersonden, wobei im Gegensatz zur
bisherigen Übung die Sonde in direkten Kontakt mit dem Gewebe
gebracht werden kann.
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Unabhängig davon, ob es sich um eine Kontakt- oder
Nichtkontaktausführungsform handelt, ist bekannt, daß das Eindringen
der Laserenergie in Gewebe begrenzt ist und demzufolge die
Laserbehandlung von Gewebe unterhalb der Oberfläche das
Entfernen oder das Einschneiden des darüberliegenden
Oberflächengewebes benötigt. Dieses Charakteristikum der
Laserchirurgie ist in vielen Fällen kein Problem, insbesondere das
Einschneiden, wobei es der Zweck des Verfahrens ist, durch
die Oberflächenschichten von Gewebe zu schneiden.
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Andererseits gibt es andere Verfahren, bei denen es erwünscht
ist, Gewebe unterhalb der Oberfläche ohne irreparable
Beschädigung des darüberliegenden Gewebes mit Laser zu bestrahlen.
Ein derartiges Verfahren, das als PRT
(Photoradiationstherapie) bekannt ist, soll selektiv kanzeröses Gewebe zu
zerstören, wenn das Gewebe mit einem photosensibilisierenden
Material vorbehandelt worden ist (siehe Doughterty T.J. et
al.: Photoradiationstherapie für die Behandlung von malignen
Tumoren, Cancer Res., 38, S. 2628-2635, 1978). PRT umfaßt die
intravenöse Injektion eines Photosensibilisierenden
Materials, im allgemeinen von Hämatoporphyrinderivaten (HpD)
etwa 48 bis 72 Stunden vor Bestrahlung des Gewebes mit einem
Argon-Farbstofflaser. Es ist beobachtet worden, daß kanzeröse
Gewebe zerstört werden, während normale Gewebe praktisch
unbeeinflußt bleiben.
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Selbstverständlich ist für die PRT-Behandlung die Bestrahlung
der gesamten kanzerösen Fläche, die meist unter der
Gewebeoberfläche liegt, notwendig. Es ist daher bevorzugt
oder sogar notwendig, daß die Lasersonde in das Gewebe derart
eingebracht wird, daß der Laserstrahl ausreichend mit dem
photosensibilisierenden Material reagieren kann. Ferner muß
die Spitze ein breites Strahlungsmuster zeigen, um die
weitestmögliche Bestrahlung von sensibilisiertem kanzerösen
Gewebe sicherzustellen.
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Bekannte Lasersonden emittieren Laserenergie lediglich am
spitzen Bereich der Sonde und dann lediglich in einem relativ
schmalen Strahl, der im wesentlichen von der Sondenspitze
nach außen und unten gerichtet ist. Wenn eine derartige
Spitze in kanzeröses Gewebe eingebracht wird, treten zwei
verschiedene Probleme auf. Erstens resultiert aus dem relativ
schmale Bestrahlungsmuster, beispielsweise 8-14 , ein
dementsprechend begrenzter Gewebebestrahlungsbereich. Da
Gewebe etwa 15 bis 35 Minuten bestrahlt werden muß, benötigt es
eine beträchtliche Zeit, andere außer kleinsten Flächen, die
eine Behandlung benötigen, zu bestrahlen. Das zweite bei
konventionellen Sonden auftretende Problem ist die Beschädigung
von direkt die Sondenspitze kontaktierendem Gewebe aufgrund
der hohen Energiedichte des konzentrierten Laserstrahls in
dem Bereich. Das Verschmoren hindert den Laserstrahl daran,
den verschmorten Bereich des Gewebes zu durchdringen, wodurch
wiederum die Gesamtdurchdringung des Laserstrahls
beträchtlich vermindert wird.
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Außer zur PRT wird eine Sonde, die zur breiten Streuung des
Laserstrahls befähigt ist, vorteilhaft für die Behandlung von
Magenkrebs, Nagengeschwüren, gastritischen oder intestinalen
Hämorrhoiden, oder für die lokale Hyperthermie eingesetzt.
Für lokale Hyperthermie kann auch ein Nd-YAG-Laser eingesetzt
werden.
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Die Optik- und Lasertechnologie, Vol. 16, Nr. 6 vom Februar
84, Seiten 40-44, beschreibt eine medizinische Lasersonde,
die einen optischen Faserleiter mit einer aufgerauhten Spitze
zur Weitwinkelbestrahlung mit einem Laserstrahl besitzt.
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Es ist demzufolge ein Ziel der Erfindung, eine Sonde zu
schaffen, die einen breiten Oberflächenbereich im diffusen
Strahlungsmodus bestrahlen kann.
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Es ist ein weiteres Ziel der Erfindung, eine Sonde zu
schaffen, die dazu befähigt ist, einen Laserstrahl über die
gesamte zu bestrahlende Oberfläche auszusenden, der eine im
wesentlichen gleichmäßige Energiedichte aufweist.
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Die Erfindung wird durch den Patentanspruch 1 definiert.
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Bei der bevorzugten Anordnung gemäß der Erfindung wird eine
konisch geformte Sonde aus Quarz, Saphir oder Diamant
verwendet. Während die Ausgestaltung einer derartige Sonde
variieren kann, um die Strahlung von den Seiten der konischen
Sondenspitze zu erleichtern oder einzuschränken, wird das
resultierende Bestrahlungsmuster ohne die erfindungsgemäße
Lehre im wesentlichen außerhalb längs der Achse der Sonde
liegen. Die Bestrahlungsfläche bleibt begrenzt.
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Die Erfindung bezieht sich demzufolge auf eine Lasersonde mit
einem im wesentlichen breiteren Bestrahlungsmuster,
tatsächlich einem Muster, bei dem radiale Seiten- als auch eine
Rückstreuung zusätzlich zur nominellen nach vorne gerichteten
Strahlung erfolgt. Die erfindungsgemäße Sondenspitze schafft
nicht nur eine breitere Gewebebestrahlung, sondern liefert
dies auch, was wichtig ist, mit wesentlich gleichmäßigerer
Laserenergiedichte, wodurch die Wahrscheinlichkeit des
Verschmorens von Gewebe stark vermindert wird. Insbesondere ist
die erfindungsgemäße Sondenspitze durch eine unebene oder
aufgerauhte Oberfläche charakterisiert, die Vertiefungen, die
sich in der Tiefe zwischen etwa 10-60 um bewegen, aufweist.
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Demzufolge wird ein Teil der diese Oberfläche erreichenden
Laserenergie reflektiert, während der Rest allgemein auf das
benachbarte Gewebe gestrahlt wird.
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Demzufolge wird der auf diese Oberfläche von innerhalb der
Spitze auftreffende Laserstrahl teilweise direkt auf das
Gewebe gebrochen und teilweise ferner unregelmäßig innerhalb
der konkaven Abschnitte der unebenen aufgerauhten Oberfläche
reflektiert. Diese Streuung des Strahls tritt über die
gesamte aufgerauhte Oberfläche der Sonde auf, so daß die
ausgestrahlte Laserenergie auf das Gewebe im wesentlichen von
allen Richtungen auftrifft, wodurch die Bestrahlungsfläche
verbreitert und die Penetration in das Gewebe durch Verminderung
des lokalen Verschmorens des Gewebes erhöht wird.
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Erfindungsgemäß wird ferner eine medizinische Lasersonde
geschaffen, die Laserenergie, die durch einen Wellenleiter
geführt wird, zum Gewebe leitet, wobei die Sonde ein
Laserdiffusionsteil aufweist, das einen spitzen Endabschnitt
des Wellenleiters umgibt, um den vom spitzen Ende des
Wellenleiters ausgesendeten Laserstrahl abzudecken, wobei das
Laserdiffusionsteil auf seiner Innenoberfläche eine mattierte
oder aufgerauhte Fläche auf der Innenoberfläche aufweist, auf
die der Laserstrahl auftrifft.
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Diese Form der Sonde ist dadurch charakterisiert, daß die
mattierte oder aufgerauhte Oberfläche auf der Innenfläche des
Laserdiffusionsteils ausgebildet ist. Der Laserstrahl wird
teilweise durch die innere mattierte oder aufgerauhte
Oberfläche vollständig oder teilweise irregulär reflektiert, um
einen anderen Abschnitt der Sonde zu erreichen, wo der
Laserstrahl nun transmittiert oder wiederum unregelmäßig
reflektiert wird. Demzufolge wird Laserenergie in einem breiten
äußeren Oberflächenbereich der Sonde mit im wesentlichen
gleichmäßiger Energiedichte abgestrahlt. Hier kann die
Laserabstrahlungsfläche groß sein, beispielsweise eine runde
Oberfläche großen Durchmessers, die so eingesetzt werden
kann, daß sie mit der Oberfläche des Gewebes in Kontakt ist,
um Koagulation des Gewebes zu bewirken.
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Die Erfindung wird nun nachfolgend lediglich beispielhaft
unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben,
in denen:
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Fig. 1 ein Aufriß, im Teilschnitt, der erfindungsgemäßen
Sonde sowie eines Halters für dieselbe ist;
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Fig. 2 ein Aufriß der in das Gewebe eingebrachten Sonde der
Fig. 1, ist, die das benachbarte Gewebe bestrahlt;
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Fig. 3 ein vergrößerter Teilschnitt des spitzen
Endabschnittes der Sonde ist;
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Fig. 4 ein weiter vergrößerter Schnitt eines
Oberflächenbereichs der Sonde, der die Diffusion des Laserstrahls zeigt,
ist;
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Fig. 5 ein Aufriß einer nicht diffundierenden Sonde, die im
Gewebe eingebracht ist und das Gewebe direkt vor der
Sondenspitze bestrahlt, ist;
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Fig. 6 ist ein Distributionsdiagramm, das die abgestrahlten
Energiedichten der erfindungsgemäßen Sonde gegen die nicht
diffundierender Sonden zeigt;
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Fig. 7 ist ein Aufriß einer Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Sonde, die deren Dimensionen zeigt; und
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Fig. 8 ist ein Aufriß, der teilweise geschnitten dargestellt
ist, einer weitere Ausführungsform der erfindungsgemäßen
Sonde.
Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform
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Fig. 1 ist ein Ansicht eines Längsschnittes einer Sonde 10
gemäß der Erfindung, die am End- oder Ausgabeendabschnitt
eines Faserwellenleiters 32 befestigt ist.
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Die Sonde 10 ist aus einem laserdurchlässigem Material,
natürlichem oder künstlichem keramischen Material,
beispielsweise Saphir, Quarz oder Diamant, hergestellt.
Polymermaterialien können auch eingesetzt werden. Bei der
dargestellten Ausführungsform weist die Sonde 10 einen konisch
abgeschrägten laserdiffundierenden Abschnitt 12 auf, der an
seinem spitzen Ende einen halbkugelförmigen Abschnitt 12a
sowie einen Hauptkörperabschnitt 14 aufweist. Der
Laserdiffusionsabschnitt 12 und der Hauptkörperabschnitt 14 sind
einstückig miteinander ausgebildet und zwischen dem
Laserdiffusionsabschnitt 12 und dem Hauptkörperabschnitt 14 ist ein
Flansch 16 ausgebildet. Die Sonde 10 ist in ein zylindrisches
weibliches Verbindungsteil 18 eingepaßt und integral an
dieser durch Abdichten der aufeinanderliegenden Flächen unter
Verwendung eines Haftmaterials vom Keramiktyp zwischen den
aufeinanderliegenden Oberflächen befestigt. Das weibliche
Verbindungsteil 18 hat auf seiner Innenoberfläche ein Gewinde
20, das mit einem komplementären Gewinde 30 des männlichen
Verbindungsteils 22 zusammenpaßt. Das weibliche
Verbindungsstück 18 besitzt zwei Öffnungen 24 durch die zylindrische
Verbindungswand, die die Passage von Kühlwasser W oder
anderen Fluiden erleichtern. Die beiden Öffnungen sind am Umfang
mit Winkelabständen von 180º angebracht, obwohl lediglich
eine in Fig. 1 dargestellt ist.
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Andererseits ist das männliche Verbindungsteil 22 durch
Preßsitz in ein flexibles Rohr des Mantels 26 eingebracht, das
beispielsweise aus Teflon (Warenzeichen) hergestellt ist. Für
diesen Preßsitz besitzt das männliche Verbindungsteil 22
gestufte Abschnitte 28 am Basisabschnitt des männlichen
Verbindungsteils 22, wodurch das männliche Verbindungsteil 22 fest
im Mantel 26 so gehalten wird, daß es daran gehindert wird,
aus letzterem herausgezogen zu werden. Wie bereits erläutert,
besitzt das männliche Verbindungsteil 22 ein Außengewinde bei
30, um mit dem Innengewinde 20 des weiblichen
Verbindungsteils 18 zusammenzupassen.
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Eine optische Faser zum Leiten des Laserstrahls wird in das
männliche Verbindungsteil 22 eingebracht. Die optische Faser
32 ist konzentrisch im Mantel 26 angeordnet, wobei ein Spalt
34 dazwischen zum Durchlaß von Kühlwasser oder anderen
Fluiden verbleibt. Obwohl die Faser 32 fest im männlichen
Verbindungsteil 22 am gestuften Abschnitt des männlichen
Verbindungsteils eingepaßt ist, besitzt der gestufte Abschnitt
28 beispielsweise zwei Schlitze 28a, die mit einem
winkelmäßigen Abstand von 180º auf seiner Umfangsfläche
ausgebildet sind, um das Kühlwasser W durchzulassen. Eine Passage
36 für das Kühlwasser W wird ferner zwischen der
Innenoberfläche des spitzen Endabschnitts des männlichen
Verbindungsteils 22 und der optischen Faser 32 vorgesehen. Die
zusammengebaute Spitze kann sodann in ein Endoskop eingebracht
werden oder in anderer Weise, wie für das auszuführende
laserchirurgische Verfahren notwendig, angeordnet werden.
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Die Faser 32 ist optisch mit einer Lasergenerationseinheit
(nicht gezeigt) verbunden. Entsprechend den Bedürfnissen wird
Kühlwasser W durch den Spalt 34 zugeführt, den Schlitz 28a,
die Passage 36 und sodann durch die Öffnung 24 ausgegeben, um
das zu behandelnde Gewebe zu kühlen.
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Der Laserstrahl aus der Lasergenerationseinheit wird durch
die optische Faser 32 geleitet und von dessen Ende an die
Basis 38 der Sonde 10 angekoppelt.
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Der Laserstrahl wird danach, wie weiter unten erläutert, vom
Diffusionsabschnitt 12 der Spitze an das zu behandelnde
Gewebe M abgegeben.
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Fig. 2 zeigt die Dispersion und Diffusion des Laserstrahls,
der in der erfindungsgemäßen Sonde eingesetzt wird. Wie
weiter
unten beschrieben werden wird, ist die Außenoberfläche
des Laserdiffusionsabschnitts 12 der Sonde 10 mattiert oder
aufgerauht, wodurch die Laserenergie, wie in Fig. 2
dargestellt, stark dispergiert wird.
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Fig. 6 zeigt am besten den Vergleich zwischen den
Strahlungsenergiedichten einer Sondenspitze nach dem Stand der
Technik und der Sondenspitze gemäß der Erfindung. Die
Sondenspitze 11' kann jeder Typ sein. Die Kurve 13 repräsentiert
die Laserenergie oder Energiedichteverteilung in einer Ebene,
die unter der Sondenspitze und senkrecht zu deren Längsachse
verläuft. Insbesondere ist gezeigt, daß die Energiedichte am
größten bei 15 ist, einem Punkt auf der verlängerten
Längsachse der Sondenspitze, und schnell mit wachsendem Abstand
von dieser Achse abfällt. Die Kurve 17 zeigt sehr angenähert
die Laserdichteverteilung in einer zylindrischen Oberfläche,
die die Sonde umgibt und eine gemeinsame Achse mit dieser
besitzt. Die Kurve zeigt im wesentlichen die Radialkomponente
der Laserstrahlung, die, wie ersichtlich, in einer
konventionellen Spitze aufgrund der Tatsache, daß im wesentlichen
die gesamte Laserenergie längs von der Spitze 12 a' nach
unten gestrahlt wird, zu niedrig ist. Demzufolge soll die
Kurve 17 lediglich dieses niedrige Niveau radialer Strahlung
zeigen, anstatt die tatsächliche Energiedichteverteilung
genau darzustellen.
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Die Kurven 19 und 21 zeigen die
Laserenergiedichteverteilungen für die erfindungsgemäße Sonde gegenüber Sonden nach dem
Stand der Technik in den Kurven 13 und 17. Wie aus Kurve 19
ersichtlich, ist die Spitze der Energiedichte 23 entlang der
Sondenmittelachse wesentlich niedriger als die der Spitze
nach dem Stand der Technik und, was besonders wichtig ist,
fällt die Energiedichte weniger schnell als Funktion des
Abstands von dieser Achse ab. Dieses liefert eine breite
Fläche relativ gleichmäßiger Laserstrahlung, während
gleichzeitig die exzessive Energiedichte längs der Achse, die zum
Verschmoren von Gewebe führt, vermieden wird. Die Kurve 21
zeigt, daß die wesentliche Laserenergie radial von der
erfindungsgemäßen
Sonde ausgestrahlt wird und ferner, daß eine
derartige Strahlung nicht auf den spitzen Abschnitt 12a'
begrenzt ist, sondern über die gesamte Länge des konischen
Diffusionsabschnitts 12' der Sonde auftritt. Wie jedoch
detaillierter weiter unten erläutert wird, wird die
Lasserenergieverteilung, wie durch Kurve 21 dargestellt, tatsächlich
durch die Zufallsbrechung und Streuung der Laserenergie
innerhalb der Sondenspitze erzielt und demzufolge wird diese
Strahlung, während sie Gewebe entlang der Seite der Spitze
bestrahlt, nicht notwendigerweise radial davon emittiert.
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Wie am besten in den Fig. 3 und 4 dargestellt, ist die
Außenoberfläche des Laserdiffusionsabschnitts 12 mattiert oder
aufgerauht, um eine unebene, pseudo-zufällige Kontur zu
bilden, die durch im wesentlichen konvexe Erhöhungen und konkave
Vertiefungen gebildet wird. Die Oberflächenunregelmäßigkeit
oder Vertiefungstiefe beträgt zwischen 10 bis 60 um. Der
Mattierungs- oder Aufrauhungsprozeß wird unter Verwendung eines
computergesteuerten Schleifrades durchgeführt. Insbesondere
wird die einer Oberflächenbehandlung unterzogene Sonde
gedreht und sodann mit einem Diamantschleifstein kontaktiert.
Der Schleifstein durchzieht die nichtaufgerauhte Oberfläche
der Sonde, beginnend von der Spitze 12a der Sonde, so weit
von der konischen Oberfläche nach hinten, wie erwünscht, um
den Diffusionsabschnitt 12 derselben einzugrenzen. Der
Computer steuert in konventioneller Weise die Position und
Bewegungsgeschwindigkeit des Schleifsteins. Bei einer bevorzugten
Ausführungsform wird ein Schleifstein mit Partikeln zwischen
10 und 20 um eingesetzt, während der Schleifstein über die
Sonde mit zwischen 3 und 6 pro Sekunde bewegt wird. Daraus
resultiert eine Oberflächenrauhigkeit, die durch etwa 10 um
Vertiefungen definiert ist.
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Selbstverständlich kann die Tiefe der Vertiefungen durch
Verwendung von Schleifsteinen geeigneter Diamantpartikelgröße
verändert werden. Falls die Vertiefungstiefe erniedrigt wird,
insbesondere unterhalb des oben angegebenen bevorzugten
Bereiches, wird ein wachsender Prozentsatz der Laserenergie
intern in der Sondenspitze reflektiert, wodurch eine
entsprechend geringere Menge Laserenergie gebrochen und radial nach
außen gestreut wird. Eine derartige Spitze wird nicht die
erwünschten Breiten und gleichmäßigen Strahlungsmuster liefern.
Am anderen Extrem resultiert die Erhöhung der
Oberflächenrauhigkeit jenseits der bevorzugten Grenzwerte darin, daß das
Gewebe in den konkaven Vertiefungen hängenbleibt, wenn die
Sonde in das Gewebe eingebracht wird, wodurch das
Herausziehen der Sonde erschwert wird.
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Die Betriebsweise der Sonde wird am besten unter Bezugnahme
auf Fig. 4 verständlich, wobei gezeigt ist, daß der an die
Sonde über den optischen Wellenleiter angekoppelte
Laserstrahl intern auf die aufgerauhte Fläche 12 b der
Sondenspitze trifft. Diese Laserenergie wird durch die Strahlen 31
und 33 dargestellt. Es ißt zu beachten, daß diese Strahlen
nicht parallel auftreffen, sondern in unterschiedlichen
Winkeln auftreffen, repräsentativ für die Tatsache, daß jeder
einen eigenen unabhängigen Lichtweg durchlaufen hat und im
allgemeinen Fall unvorhersehbare innere Reflexionen aus der
oberhalb gelegenen unregelmäßigen Oberfläche durchlaufen hat.
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Abhängig sowohl vom Auftreffwinkel als auch vom spezifischen
Schnittpunkt der ankommenden Strahlen mit der aufgerauhten
Oberfläche 12b wird der Strahl entweder nach innen
reflektiert, um wiederum die Oberfläche 12b zu treffen, oder nach
außen reflektiert, um von der Sonde abzustrahlen. Im
allgemeinen kann die Laserenergie tatsächlich aufgeteilt werden, das
heißt, daß einige Energie reflektiert wird, während der Rest
gebrochen und abgestrahlt wird. Fig. 4 zeigt verschiedene
repräsentative Strahlenwege, die vollständige Reflexion,
vollständige Brechung und eine Kombination beider darstellen.
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Es ist auffällig, daß die von der Sonde abgestrahlte
Laserenergie nicht in irgendeine spezielle Richtung gerichtet ist,
sondern virtuell in alle Richtungen abstrahlt. Auf diese
Weise wird Laserenergie radial von der Sonde abgestrahlt und
im Gegensatz zu konventionellen Lasersonden kann diese radial
neben der Sondenspitze liegendes Gewebe durchdringen. Diese
Pseudozufallsstreuung oder Diffusion der Laserenergie ist für
die signifikante Strahlung entlang der Sondenspitze, wie bei
21 in Fig. 6 dargestellt, verantwortlich.
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Fig. 7 zeigt typische Dimensionen einer Ausführungsform der
erfindungsgemäßen Sonde. Selbstverständlich sind die
Dimensionen lediglich illustrativ und die Sonde kann bevorzugt
entsprechend speziellen Behandlungsnotwendigkeiten
dimensioniert werden. Beispielsweise kann die Länge des
Laserdiffusionsabschnitts 12 der Sonde 10 in geeigneter Weise
entsprechend der Eindringtiefe der Sonde in das Gewebe M ausgewählt
werden und wird im allgemeinen in einem Bereich von etwa 1,0
bis 7,0 mm sein. Obwohl das spitze Ende des
Laserdiffusionsabschnitts 12 nicht immer eine halbrunde Form aufweisen muß,
würde ein spitzes Ende möglicherweise beschädigt, demzufolge
ist das Ende des Laserdiffusionsabschnitts bevorzugt
abgerundet.
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Bei der oben beschriebenen Ausführungsform dient im
wesentlichen der gesamte konisch abgeschrägte Abschnitt zur Diffusion
von Laserenergie von derselben. Alternativ kann jeder
begrenzte oder Teilabschnitt des konischen Abschnitts,
eingeschlossen der Endspitze 12a als Laserdiffusionsabschnitt
dienen, indem der Grad der Oberflächenrauhigkeit entsprechend
herabgesetzt wird. Der Flansch 16, wie vorbeschrieben, dient
als Anschlag- oder Haltemittel zur Positionierung der Sonde
10 im Gewebe M, wenn die Sonde 10 in das Gewebe M bis die
vordere Endfläche des hervorstehenden Flansches 16 gegen das
Gewebe M stößt, eingebracht wird. Der Flansch 16 kann
natürlich je nach Anwendung weggelassen werden.
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Die Fig. 8 zeigt eine weitere Ausführungsform der Erfindung.
Die Sonde 50 besitzt einen im wesentlichen U-förmigen
Querschnitt und weist einen Aufnahmeabschnitt 52 auf dem Umfang
ihres Basisabschnitts zur Verbindung mit dem weiblichen
Verbindungsteil 18, wie oben beschrieben, auf. Die äußere und
innere Oberfläche der Sonde sind halbkugelförmig und haben
eine mattierte oder aufgerauhte Oberfläche, die an der
inneren halbkugelförmigen Fläche ausgebildet ist sowie einen Teil
als zylindrischen Abschnitt anschließend an die
halbkugelförmige Fläche, um einen Laserdiffusionsabschnitt 54 zu
schaffen. Ein weiterer Abschnitt der Innenfläche und der
Außenflächen bleibt glatt. Die optische Faser 32 ist im
Aufnahmeabschnitt der Sonde 50 angeordnet. Das meiste des von der
Endspitzenfläche der optischen Faser 32 abgestrahlten
Laserstrahls tritt in den Laserdiffusionsabschnitt 54 ein, wo er
gestreut wird und anschließend von der Außenoberfläche des
Endspitzenabschnitts abgestrahlt wird. Diese Sonde, die mit
dem Gewebe in Kontakt gebracht wird, anstatt in dieses
eingebracht zu werden, wird für lokale Hyperthermie, Koagulation
oder photochemische Therapie eingesetzt.