血管中堵塞物的光声去除的制作方法

文档序号:1072307
专利名称:血管中堵塞物的光声去除的制作方法
美国政府权利美国政府按照美国能源部与加州大学运作Lawrence Livermore国家实验室的第W-7405-ENG-48号合同拥有对本发明的权利。
背景技术
一般地说,本发明涉及通过光纤介质在血管中生成压力波来去除血管中部分或完全堵塞物,更具体地说,本发明涉及去除人脑血管中的血凝块(blood clot)。这里,术语“凝块”(“clot”)指血栓(thrombus)、栓子(embolus)或血管中一些其它完全堵塞物。
已有一些打通部分或完全阻塞的血管的医疗手段可用。长期以来,通过用机械方法改变动脉壁上沉积物的形状,血管成形术(angioplasty)长期以来已经用于恢复冠状动脉中的完全血液流动,但是,这种技术对打通完全堵塞的血管(vessel)并不太成功。激光技术已经被提出来,通过将光纤插入到动脉中阻塞物质所在的点上,直接烧蚀动脉中的阻塞物,例如血管壁上的脂肪沉积物(plaque)和某些类型的凝块,但是,这些技术在实践中的成功是有限的。利用超声能量生成对准血管壁上的脂肪沉积物或动脉中的凝块的声波,以便用机械方式打碎阻塞物的各种技术也已经提出来了,但利用这些技术的医疗手段还没有被广泛接受。光声技术已经被提出来用于血管舒张和打碎动脉中的脂肪沉积物和凝块,在这种技术中,将一根或几根光纤插入到血管中,通过光纤发送到血管中的辐射脉冲生成直接冲击阻塞物的压力或声波。
大脑中的主要血管都是非常小的,通常直径不超过三毫米,比身体的大多数部位的血管要小得多。大多数大脑血管沿着长度方向直径逐渐变小直到变成毛细血管为止。除了细小之外,大脑血管的壁要比身体其它部位的血管的壁脆弱,并且与周围组织更松散地连接着。
当在大脑的血管中形成血栓,或栓子积存在大脑的血管中时,就导致了局部缺血性中风。导致的对脑血管新鲜血液供应的突然中断中止了对这些血管的供氧,也就中止了对需要通过这些血管供应的大脑组织的供氧。中风的严重程度依赖于涉及的大脑组织数量和所在的位置。通常情况下,当较大脑血管被堵塞时,由于它们比较小血管供应更大体积的组织,因此导致更严重的中风,但是,直径小于一毫米的血管的堵塞,甚至直径小于半毫米或更小的血管的堵塞,都可能是相当严重的。
如果在血液流动完全停止之后大约六个小时之内中风患者的脑血管能够得到疏通,大脑组织缺氧所致的中风后果往往基本上可以得到逆转。如果在这个时间内得到疏通,可以防止堵塞血管壁的损坏达到溢血(hemorrhage)程度。因此,许多人作出了不懈努力,希望开发能够在中风发生之后数小时内去除脑血管中凝块的技术。
这样的技术之一是将导管置入堵塞血管中,用机械方法去除凝块。但是,由于血管太小,含有非常急的转弯、受到很弱的约束和具有脆弱的血管壁,因此,这样做而不引起进一步的损害是非常困难的。另一种可选的方法是,往往将溶解(lytic)药物注射到静脉内,试图溶解凝块而无需非要用机械方式来去除它。在提高溶解药物的成功率的尝试中,已经能够通过导管将溶解药物直接引入到阻塞血管中的阻塞点上。但是,还没有一种技术已经有可喜的成功率。
因此,本发明的主要目的是提供高成功率地重新打通堵塞血管的技术。
本发明的另一个重要目的是提供从身体其它部位去除部分或完全堵塞物的技术。
本发明还有一个目的是提供去除人体中的阻塞物,尤其是脑血管中的凝块,而不会引起血管间接损害的技术。
本发明再一个目的是提供实现这些功能的实用仪器和系统。
发明概述本发明的这些和其它目的是通过本发明的各个方面来达到的,其中,概括地说,含有终止在二维结构上的多根小直径光纤的导管放置在与堵塞物相邻位置上,辐射脉冲沿着光纤方向传播,按顺序每次一个,每个脉冲都有一定的持续时间和足够的能量,足以生成冲击波(shock wave),并由气泡的膨胀和破裂产生压力波,这两种波都是指向阻塞物,以便打碎阻塞物并恢复通过血管的血液流动。动脉或静脉中的凝块都按照这种方式被乳化。
已经证明,使用直径非常小的光纤可以用相对低的辐射脉冲能量来产生冲击波和压力波,从而使输入到血管中的热量保持在低水平上。根据本发明的适当热控制降低了对堵塞物附近血管壁损害的可能性,这对管壁相对较薄的脑血管尤为重要。并且,希望终止没有有效地转换成所希望的压力波的辐射脉冲,以防止输入能量加热该区域而不做有用功。除了保持输入功率低之外,在治疗过程中还可以通过导管引入液体冷却剂从堵塞区带走热量。
通过结合附图对本发明优选实施例作如下说明,本发明的各个方面的其它目的、特征和优点将得到更好地理解。


图1显示通过利用多光纤输送系统从大脑的血管中去除凝块的本发明的应用;图2显示了放置在血管中乳化凝块的本发明的导管;图3是图1和2的导管和输送系统的透视图;图4是在图3的导管中使用的光纤一端的截面图;图5显示血管壁和血栓吸收的辐射吸收谱的曲线;图6示意性显示来自终止在图3的导管的一端上的多根光纤的辐射照射在凝块上。
图7A-E示意性地显示由图3的导管中的光纤之一形成冲击和压力波的按时间顺序的形成过程;图8包括了显示图3的导管中各种不同大小的光纤生成不同大小的气泡所需要的辐射脉冲能量的曲线族;图9是提供本发明中所使用参数的优选范围与在现有技术中所使用的参数的典型范围相比较的三维图;图10是图1所示的仪器的电-光路图;图11是图10的仪器系统的系统控制部分的电路方框图;图12A-I形成显示图11的系统控制电路的各种信号的时序图;和图13A-E显示图12的时序图的一部分按比例放大的时序图。
优选实施例详述一般地说,本发明可以应用于在任何人体血管中形成部分或完全堵塞的物质的去除,但本发明尤其针对打通血液流动完全或基本上阻塞的血管。更具体地说,本发明的优选实施例针对从已经引起局部缺血性中风的大脑中的血管去除凝块。如果血管中的血液流动在中风发作后的数小时内得到恢复,那么对阻塞血管的永久性损害得以避免。
在将本发明的技术应用于有中风症状的病人之前,内科医生首先判断中风是由溢血引起的,还是由大脑血管阻塞引起的。这通常通过使用标准计算机断层扫描(CT)X射线检验术来判断。如果由CT测试确定出中风是由阻塞大脑血管引起的,则利用标准血管照相检验术来定位阻塞物位置。这种检验也可以用来确定阻塞物是否是凝块。这种检验是通过在对大脑拍X片的同时将X射线对比液注射到至少是认为其功能衰退是造成中风的原因的大脑的那一部分的血管中。如果阻塞物存在于某一血管中,则由于阻塞物阻止了对比液流过阻塞物,因此,在阻塞物前的血管网络将不会在X片中显示出来。血管和血管中凝块或其它障碍物的位置可以按照这种方式得到精确确定。
然后,含有传送冷却液体用的内腔的多光纤导管插入到血管中,导管的一端靠近阻塞物。一种这样的插法显示在图1和2中。一根细长的导管11插入到病人15的股动脉13中(图1)并通过适当的动脉来操纵直到导管的一端39(图2)位于凝块43附近的、脑血管17之一的阻塞血管41中。与目前用来引入导管将溶解药物直接注射到凝块中试图溶解凝块的插入技术相同的插入技术可以应用在这里。溶解药物可以可选地通过导管11的内腔进行供应,以溶解至少一部分由光声作用乳化凝块所形成的小颗粒。但是,还没有证明单独使用该药物是特别有效的。
导管11是其中的一部分的系统也概括地显示在图1中。岐管(manifold)19将导管11的内腔与带有连接头23的软管21相连接连接头23用来可拆卸地将软管21与液体供应源相连接。图1所示的供应源包括泵25和液库27。通过导管输送液体的主要目的是从脑血管区去除由如下所述的乳化处理所沉积的热量。这是对该区域中热流的总体控制的一部分,意在避免对薄大脑血管壁的热损害。如果光声处理没有得到适当控制,这些小血管尤其容易受到这种损害。流入这个区域的液体流动也帮助带走其乳化所致的凝块的小颗粒,并保持光纤的两端不沾有碎片。液体可以是等压盐水或水、或一些其它类型的广泛用在医药中的生物兼容冷却剂。一种可选的方法是,正如上面所述的,溶解药物可以包含在液体中以帮助溶解这些小颗粒。由于这样做大大提高了吸收药物的表面积,因此与溶解凝块本身相比,溶解药物能更有效地溶解凝块的颗粒。
岐管19还将导管11的光纤作为一簇光纤束29延伸到可拆卸地与仪器33相连接的多光纤连接头31。这个仪器包含进行该医疗处理过程所需要的光学系统和电子学系统。安装其表面上的是各种控制开关、或小键盘35和显示器37。
参照图3,图1的输送系统被单独地显示出来,由于这个输送系统可以从液泵25和仪器33上拆卸下来,因此,它是可替换的,和可选择地,在使用一次之后将其丢弃。一端终止在连接头31的六根光纤45-50显示在图中,它们的另一端终止在导管端39上,环绕着在导管端39与软管21的形成液体通道的内腔51的开口。这些光纤安装在导管11的柔软外壳层53的内表面上。可选的方法是,内腔51是在光纤45-50的内部由圆柱形壳层55形成的。壳层55可以省略,光纤也不是必须在导管端39上按照图3所示的相同方式沿着导管11的整个长度来安装。图中显示六根光纤是为了便于说明起见。一般来说,这个数字是使用的最小光纤数,但可以使用更少或更多的光纤。通常,光纤的末端在导管11的端点39上沿着环绕内腔51的圆周的周长等间距地排列着,但也可以使用一些其它形式的排列。
许多要去除其中阻塞物的脑血管17(图1)的内径(LD)都小于一毫米,甚至小到半毫米,几乎没有内径大于三毫米的,如图2的血管41所示。因此,导管11的外径(OD)(图2和3),至少对于靠近穿过脑血管的导管端39的那一部分长度的外径,必须小到足以应付这些非常小血管的急转弯。导管的至少该端长度的柔软性也必须柔软到足以使其穿过小血管的急转弯,而同时强固到足以沿着其长度方向将其从病人体外进行推动。导管11的端点39从插入到股动脉13开始直到到达大脑内的凝块为止所经过的距离是,对于孩童或矮小成人为至少50或75厘米,对于平均身高的成人为平均大约90厘米。因此,导管11在岐管19与其端点39之间的长度,如果供成人用,最好是至少90cm,但也可以短至50-75cm供孩童或矮小成人使用。一般来说,其常用长度为大约190cm,以便使岐管适合于用于其它目的的额外用途,例如,在进行这里所述的过程的同时,引入对比液。
这种对弯曲的柔软性和沿着其长度方向的强度可以共存在外径(OD)小于半毫米的导管中,直径最好是在300-450微米的范围内,典型的直径是350微米。对于这种直径的长导管可以采用许多不同的设计,以便提供柔软性和径向强度的合乎需要的组合。这包括材料和由这些材料制成的厚度的选择;是否使用内腔管55、是否在除端点39外的地方将光纤沿着导管方向附着在导管结构上,和其它一些类似因素。当光纤45-50在内腔51内沿着导管的大部分长度不附着在导管时,其柔软性得到提高,但这会导致限制了实际流过空腔的液体流量和径向强度也并不那么大的后果。所使用的光纤的外径和数量也影响这些结果。这些相互冲突的目的间的适当平衡在有用的导管组件中得到实现。如果使用较大的导管,对大脑或其它的血管其外径可大到一毫米,要考虑相同的问题。
由于如下给出的理由,光纤40-50的每一根都要选得直径非常小,但这也有助于导管11的柔软性。这些纤维的每一根的端点上一短截的截面图显示在图4中。圆柱形玻璃芯61由玻璃包层63包围着,玻璃包层63又由塑料鞘65覆盖着。另一种可选的方法是,芯和包层之一或两者可以是塑料的。在一个具体实施例中,芯61的直径是50微米,整个外径是65微米。甚至更小的光纤也是可以考虑的。众所周知,芯61和包层63的材料的折射率之差值决定光纤的数值孔径。决定离开光纤端点的辐射的发散锥67的形状的角度α随着此折射率差值增大而增大。但是,由于另一个原因,这个差值要选得很大。那就是当光纤弯曲时要增大芯内的内部反射。当光纤通过光纤所在的大脑血管的急转弯发生弯曲时,这降低了穿过包层的辐射损失。为了这个目的,要为芯和包层选择其折射率之差值尽可能大的程度的材料。随着折射率差增大,制造这种光纤的难度和成本也增大。使数值孔径超过0.20,例如数值孔径为0.22或甚至0.29的折射率值是实用的。
参照图2,图2给出了导管11如何用来去除凝块43或提供一条通过凝块43的通路的说明。沿着光纤45-50的每一根传播的辐射在血管内经过光声过程被转换成压力波。这些压力波通过乳化过程机械地打碎凝块43,生成的小颗粒由血管中的血液无害地从原来的位置带走。如果导管11的端点39离凝块43的端面有一点距离,如图2所示,来自光纤的辐射的重复性脉冲在血管内的液体中被转换成压力波,这种液体通常是血液、冷却液体、以及凝块的小颗粒的一定组合。在这种液体中辐射的吸收依赖于这三种组份的相对比例。冷却液体通常是无吸收的,血液和凝块颗粒具有相似的光谱吸收特性。对于给定幅度的辐射脉冲,吸收越高,在液体中生成的压力波就越强。
如果导管11的端点39置于凝块之中,代替幅射脉冲被液体吸收的是,它们可以被凝块43所吸收(图2)。然后,光声处理发生在凝块之中。当凝块43是血栓时,由于血栓通常是软的,这种情况更常发生。操作医生将导管推进到凝块中一段距离并非难事。实际上,医生在治疗过程中沿血管41移动导管,穿过凝块43的表面,并沿着血管41的长度来回移动。然后,幅射脉冲在某一段时间内被液体吸收,在另一段时间内被凝块吸收。随着凝块被乳化,导管11的端点39由医生顶着凝块崩解的表面向前移动直到端点39完全穿过凝块为止。由于凝块43可以具有一定的长度,这个过程的确需要花费一些时间。如果凝块是血栓,沿着血管41的长度通常为1-4厘米或更长一些。
尽管人们希望凝块43具有高的幅射脉冲吸收能力,但人们也希望血管壁具有较低的吸收能力,这是因为防止幅射脉冲直接针对血管壁是难以做到的,至少对于导管11由医生来操纵的情况是这样。防止对血管壁的损害是本发明的一个重要目的。幸运的是,正如图5的曲线所示的,典型的血栓对光谱的可见光部分的电磁辐射的吸收能力要比血管壁强得多。从图5中可以看出,吸收的最大差值出现在大约415纳米的辐射波长上。但是,在实际的仪器中,使用大约532纳米(绿光)的波长,这是因为产生这种波长的激光器具有容易获得、尺寸小、价格低廉、不易出故障和易于操作等优点。带有掺杂钕(Nd3+)的基底(host)材料的倍频调Q激光器提供了依赖于基底材料的、具有大约532纳米波长的治疗辐射脉冲。YAG(钇铝石榴石)和YLF(氟化钇锂)是适用的基底的例子。
参照图6,图6示意性显示了正在被处理的凝块43的一端与导管11的端点39之间的相对位置。虚线图45′-50′大体上显示由来自各条光纤45-50的辐射脉冲产生的冲击波和压力波相互作用的最强部分的区域。一般来说,当在如下所说的参数范围内进行操作时,各个区域45′-50′具有大约两倍于各个光纤45-50的芯的直径。如果区域45′-50′基本上相交在一起,而在凝块43的乳化区中的任何间隙效应由医生在治疗过程中四处移动导管11来克服是非常有用的。在任何情况下,这样的移动都是必要的,因为导管端点39要比凝块43小,而所希望的是横过整个表面的乳化。事实上,可以将导管11的端点39做成偏心形状,使得由内科医生操纵的导管的转动让端点39横跨凝块43的表面移动。
本发明的几种特殊技术具有使血管壁温度升高最小的效果,从而避免了对管壁的损害。一种这样的技术是每次让幅度脉冲只沿着多根光纤中的一根传播。另一种这样的技术是在转换到另一根光纤之前,限制来自单根光纤的连续幅射脉冲的数量,从而避免了由传导或对流加热血管壁而生成“热点”。按顺序每次从每根光纤来一个脉冲可以使热点最小化,但这样做对乳化凝块并不那么有效。最佳的乳化效果出现在当冲击和压力波以高速率重复撞击在暴露的凝块端表面的共同区时。除了保持由一组冲击和压力波激发的有益涡流之外,这些波的展开系列致使更细小地乳化最初从凝块中碎裂下来的、还没有沿着血管漂移到离凝块太远的较大颗粒。乳化所致的颗粒越小,颗粒沉积在其它地方阻塞同一根血管或另一根血管的风险就越小。
还有另一种热控制技术涉及让依次的脉冲串沿着相互分开的光纤传播,以便扩散生成的热量。例如,来自光纤46的脉冲可以跟随在来自光纤49的脉冲之后,后面跟着来自光纤47的脉冲,然后再接着来自光纤50的脉冲,如此按照星形的样式进行下去。无论使用什么样的特殊序列,通常总希望在两个依次的时间间隔内传送幅射脉冲的两根光纤之间有一根光纤隔着。参照图6,一般来说,在任何时刻选来发送幅射的光纤45-50之一是照射在凝块43横截面上相应区域45′-50′的最冷区域的一根光纤。如果两个或更多个区域具有几乎相同的温度,那么,从这两个或更多个最冷区域中随机选取接收幅射的区域。由于每个区域通过来自其相邻区域的传导以及通过吸收照射在上面的幅射接收热量,因此,每个区域的相对温度依赖于从该区域本身和相邻区域被照射以来的时间长度。照射光纤的具体顺序可以直观地建立起来,也可以用数学方法模拟被照射的凝块和/或液体的热吸收和输运特性来确定,以便使血管内的温度升高最小化。
尽管这种跳跃技术对热控制可能是最佳的,但对乳化效果并不总是最佳的。尤其当通过一根光纤的每列脉冲串只有几个脉冲时,或甚至只有一个脉冲时,在移到下一根光纤之前,以下的方法更为有效,即将这样的脉冲导向相邻的光纤,使得由一根光纤产生的涡流叠加在由来自相邻光纤的脉冲上,而不是移动到一根太远的光纤上致使乳化动量必须完全重新开始。这还起到更细小地乳化较早由来自相邻光纤的脉冲冲击凝块碎裂下来的至少一些较大的颗粒的作用。
最终目的是去除凝块而生成最小量的热量。当一组辐射脉冲不如另一组辐射脉冲那么有效地乳化凝块时,则总共需要更多的脉冲来去除凝块,因此在处理过程中输送了更多的热量。因此,在直接降低从暴露在辐射脉冲之下的特定空间结构输入到凝块区的热量与降低当辐射脉冲被更有效地得到使用时所生成的热量之间有一个希望达到的平衡。同时发送来自两根或多根光纤的幅射脉冲也可能具有某些优点,但这不是最好的。无论使用什么样的脉冲序列,它都由仪器33内的电-光系统来控制。
参照图7A-E,图7说明了认为是来自单根光纤芯71的、直接导向凝块73的暴露表面的一个幅射脉冲所产生的效果。在这个例子中,幅射是由凝块73的前部的液体吸收的。如果吸收发生在凝块本身中,效果是类似的。在任一种情况中,幅射是根据幅射照射的材料的吸收系数来吸收的,这种吸收的热能过度加热材料中的水。根据本发明,为了使在区域内生成的热量最小化,每个脉冲只含小量的热量,但这个热量是被具有非常短的脉宽的脉冲来传送的。这提高了处理的效率,效率是用发送到血管中治疗位置的每单位激光束能量所乳化的凝块质量来表示的。
在脉冲发送之后非常短时间内,如图7A所示,直接邻接光纤芯71的端面的液体体积75以生成朝向凝块表面73的冲击波77的方式被过度加热。冲击波具有在相同介质中以大于声速的速率传播的特征。冲击波并不包含大量的能量,但由于可以发生非常急剧的压力变化,因此被认为是相当有用的。为了产生冲击波,幅射能要在比液体体积75膨胀以减小增加的压力的时间更短的时间内沉积在液体体积75中。因此,要使幅射脉冲具有非常短的脉宽。
短时间之后,如图7B所示,气泡79已经开始形成,并产生了流体动力学效应,包括由气泡的增大引起的、对准凝块73的压力波和质量流81。这个流以小于声速的速度传播,但包含比冲击波大得多的能量。根据沉积的幅射能量的不同,气泡79是“蒸气”(较高能量)型的或“气穴”(较低能量)型的气泡。在图7C所示的随后的时刻,气泡79达到最大尺寸,然后,如图7D所示,随着气泡的内压下降到低于周围物质的压力和环境压力克服流体动力学流的动能,气泡开始破裂,这种破裂引起包括质量流和压力波83的流体动力学效应,质量流和压力波沿着与原来流体动力学流的运动方向相反的方向运动。如果气泡象图7C所示的那样对称形成的,则还有另一个冲击波由这个破裂引起的。这是一个复杂的动力学过程,用极简短的话来说,就是气泡根据输入到流体中的能量膨胀,然后在能量输入脉冲终止之后冷却并破裂。
已经证明,当各个幅射脉冲产生冲击波和流体动力学效应两者时,乳化过程的效率得到提高,但两者中只有一种或另一种对一些应用和/或场合也是令人满意的。在图7E所示的较后的时刻,重新建立起平衡,但这只是在凝块表面73的一些凝块受到由流的机械运动引起的冲击波、流体动力学流和液体涡流作用已经碎裂下来之后。随后的每个幅射脉冲重复着相同的过程。优选处理过程的参数为了去除凝块而又不产生对血管壁有潜在损害的热效应,已经发现了相关参数取得最佳工作效果的某些范围。如上所述,目的是取得高效的处理过程。这要使所需的激光能量最小化,从而使在仪器中使用的激光源的成本最低和复杂性最简单化,还要使去除凝块所需要的时间最短。在去除给定体积的凝块的过程中,为了使传送给治疗位置的热量最小化,使效率最大化可能是最重要的,从而降低了对组织损害,尤其对薄血管壁组织损害的可能性。
第一个感兴趣的参数是各根光纤45-50的粗细,最好将它们制成相同的。已经证明,使用较细的光纤时,效率反而提高,这与人们最初想像的情况正好相反。可以使用芯直径为200微米或更细的光纤,但最好选择直径为100微米或更细的光纤。但是,光纤芯必须粗到足以承受在其末端产生的冲击波和流体动力学流对光纤的破坏性效应。考虑到其它参数,实用的最小芯直径为大约20微米。影响光纤最小尺寸的另一个因素是可以在市场上购买得到和价格。上面所述的50微米芯直径的光纤是可以购买得到的,20微米芯光纤可能很快就会以合理的价位出现在市场上。
如图8的一组曲线所示,已经证明,生成的气泡尺寸、和由此由气泡的膨胀和破裂生成的压力波的强度,不仅仅受光纤尺寸控制,并且通过使用适当的单位脉冲能量量级可以使其比光纤的尺寸大得多。在50微米芯直径光纤的具体例子中,脉冲100微焦耳的低能量产生最大直径为120微米的气泡。这可以从图8的50微米曲线读出。从图8还可以看出,如果希望生成某种直径的气泡,增大光纤尺寸也需要增加单位脉冲能量值。因此,相同的作功量可以由有较低能量量级的较小光纤产生的气泡来完成。较低的能量量级意味着沉积到凝血区(治疗位置)中的血管的热量也减少了,因而有助于提高效率的目的。
对于正在使用的光纤的芯直径,可以根据图8的曲线选择出由每个单独脉冲携带的、从单根光纤的末端发送的辐射能量值。(当然,除了图示的50、100和200微米芯直径的曲线之外,还可以添加其它曲线)。下限是指生成最初冲击波(图7A)和气泡诱发的流体动力学流(图7B-D)两者的那个值,这是因为已经证明了在乳化过程中同时利用两者是最有效的。这个下限,对于非常细的光纤为大约10微焦耳,和对于其它光纤,为50微焦耳,例如,对于50微米芯直径的光纤,100微焦耳是可用的。一般来说,总希望在每个幅射脉冲中提供尽可能多的能量,这是因为需要相当大的基本能量来将靠近光纤末端的材料的温度升高到水的沸点并且进一步提供气化热。然后,在这个基本能量之上供应的附加能量在乳化凝块过程中通过增加冲击波强度和气泡尺寸被更有效地转换成有用功。但是,每个脉冲能量必须保持在造成光纤末端损害的能量值以下。对于本文所述的细光纤来说,通过每根光纤单位脉冲能量量级保持在大约250微焦耳以下。
要使每个辐射脉冲的宽度相对较窄以便生成最初的冲击波。也就是说,冲击波是由于光纤末端上的小团物质(图7A)被非常迅速地加热产生的。这要求在非常短的时间间隔内沉积脉冲能量。已经证明1-100纳秒的脉冲宽度范围是令人满意的。为了本文的目的,辐射脉冲的“宽度”定义为峰幅度一半处的宽度(称为“FWHM”一半高宽)。在具体的实施例中,对于通过50微米芯直径光纤发送的脉冲100微焦耳单位能量,使用20纳秒的脉冲宽度。
对准相同或相邻凝块区的脉冲的重复速率应该高到足以使凝块表面保持在动态状态中和确保任何大颗粒在漂移出区域之前进一步得到乳化。对于这个目的,大约一千赫兹或更多一点的脉冲速率足够了。对上限的主要考虑是使由一个脉冲形成的气泡在下一个脉冲冲击之前完全形成并破裂(图7B-D)。尽管在某些情况下高至50千赫兹的速率是可能的,但大约20千赫兹或更小一点的脉冲速率能够使这种情况发生。5千赫兹的脉冲重复速率已经与上面给出的具体实施例的其它参数一起得到应用。
从避免对血管的损害这一点上来考虑,发送到血管和凝块中的平均功率要保持在尽可能低的水平上,以便使血管内治疗点的热负载最小化。在整个治疗期间希望保持在0.5瓦的最大平均额定工作功率,最好小于300毫瓦。在某些情况下,这种低功率水平的取得要求治疗利用小于1的占空比,例如0.5或0.8,来完成。也就是说,在周期性出现的间隔期间没有辐射脉冲导向血管,使得只在60%-80%的时间产生脉冲。可以使用而不起损害的最大功率水平还依赖于是否通过内腔51排放冷却液体,和如果有的话,还依赖于冷却液体的流速。小至0.1立方厘米每分的液体流速产生有利的冷却效果。超过2ccc/min的流速几乎是不必要的,超过5cc/min的流速是不加考虑的。1cc/min的速率已经与上面给出的其它参数一起应用于具体的实施例中。选择流速一方面要不致于使血管系统负担过重,但另一方面又要提供足够的冷却。在脉冲每次只沿其中一根光纤传播的优选情况下,产生的热量,和由此输入到血管中的平均功率,是与光纤数无关的。
一个比较显示在图9的三维图形中,是将本发明所使用的参数组合与其它人通常的对于类似于本文所描述的但不特指脑血管的应用的范围所使用的参数组合进行的比较。图形的三根坐标轴分别表示每光纤的每脉冲能量、脉冲宽度和脉冲重复速率。图形的刻度是对数的,点87表示的关于本发明的具体实施例的上面给出的参数组合。点89显示了典型的现有技术系统的参数组合,尽管具体不同的系统的确具有显著不同于点89的值的参数。然而,与通常使用的参数相比,本发明无疑使用了低得多的单位脉冲能量量级(大约为1/500)倍、窄得多的脉冲宽度(大约为1/200倍)和高得多的重复速率(大约为100倍)。光电仪器仪器33(图1)的结构和功能由图10来说明。治疗辐射源91,最好是上面所述调Q倍频NdYAG激光器,发射固定频率的辐射脉冲,固定频率被设置成与上面讨论的所希望的脉冲重复速率相对应。输入控制信号104有效地打开和关闭激光器91。脉冲经分光镜93反射,然后再经另一个反射镜95反射,穿过光学系统99,光学系统99将穿过镜面101的孔径的输出激光束聚焦在光纤连接头31上。此激光束由响应于来自控制器103的控制信号来可控地倾斜其反射镜95的电流计按顺序横向扫描一排独立的光纤45-50。
电流计(galvanometer)97在一段时间最好将光束保持在单根光纤上,以便在将光束移向另一根光纤之前将一列给定数目的一到多个脉冲导入该光纤。根据由哪一根光纤接收激光器91的输出脉冲,驱动信号106将适当的定位电压施加到电流计上。从一根光纤移动到另一根光纤需要花费一些时间,在这段时间设有一根光纤接收脉冲。通常最好在将辐射脉冲发送到光纤过程中减小或消除这个间隔。这可以通过用声光调制器来取代电流计97和反射镜95来做到,用来自激光器91的光束受控地横向扫描保持在连接头31的光纤45-50的末端。
如上所述,凝块去除过程的热控制的一部分工作最好还包括监视气泡是否正在由每一根光纤产生出来。如果没有的话,终止沿着那根光纤发送辐射脉冲,至少应该暂时终止,因为那些脉冲很可能只发送影响血管的热量而没有进行任何乳化。这种气泡监视和辐射脉冲控制是由图10所示的系统来完成的。
第二激光器105用来监视气泡的存在。它可以是输出光谱落在辐射光谱的可见光范围的简单连续波(CW)激光器。将它的输出光束选择成具有与治疗激光器91的波长明显不同的波长,使两种激光束在光学上相互分开。如同带有合适波长的较简单的二极管激光器一样,氦氖激光器也是适用的。
监视激光器105的输出光束穿过分光镜93与来自治疗激光器91的光束一起同轴地入射在反射镜95上。然后,监视光束与治疗光束一起同轴地横向扫描光纤45-50。如果电流计97和反射镜95被声光调制器所取代用来扫描治疗光束,则另一台这样的调制器用于监视光束。
当气泡出现在接收治疗和监视光束两者的光纤的末端上时,如图7C所示,监视光束从与气泡的内侧相接触的光纤端面反射回去。当没有气泡存在时,如图7E所示,监视光束从现在与血管中的液体或凝块本身相接触的光纤端面反射回去。在这两种情况中,反射的监视光束的强度是非常不同的,因为在一种情况下,是水蒸气的折射率,在另一种情况下,是液体或凝块物质的折射率,这两种折射率是大不相同的。已经从气泡处的光纤端面反射的、通过光纤反向传播的、然后从光纤的另一端出来的监视光束经反射镜101反射,由适当的光学系统107聚焦在具有电流输出110的光电探测器109上。这个反射的监视光束穿过线偏振器111以丢弃从连接头31内的光纤端面反射的辐射。滤光片113也置在反射监视光束的光路上以防止来自治疗激光器91的反射辐射到达光电探测器109。
图11给出了关于图10的系统控制器103的电子线路方框图,它的几路信号在图12A-I和13A-E的时序图中给出。来自光电探测器109的信号110(图12C和图13C)由电路121从电流信号转换成电压信号。这个电压“气泡”信号被连接到两个取样保持电路123和125,它们的输出被连接到比较器131的两个输入端。为了使比较器131能正常工作,取样保持电路123的输出电压由恒定偏压124移动一个电压电平。这个偏压加到在生成气泡之前所作的参考测量上。电路123和125响应各个单稳(one-shot)多谐振荡电路127和129的输出(分别是图12D、E和图13D、E)的下降沿在不同的时间上存储光电探测器电压信号的值。单稳多谐振荡电路127和129接收来自定时信号发生器137的、在电路136中的定时信号(图12A和13A)。
比较器131的输出(图12F)由倒相器132倒相,倒相器132的输出被连接到与(AND)门133的一个输入端上。输入到与门133的第二个输入端的是经倒相器130倒相之后的单稳多谐振荡电路129的输出。实际上,倒相的输出通常可以从单稳电路129本身获得。当单稳电路129和比较器131两者的输出都是低电平时,与门133的输出变成高电平,这种情况只发生在所期望的来自气泡的反射正没有被光电检测器109探测到时。这种情况使锁存器134复位,锁存器134的状态(图12G)成为输入到双输入端与门135的一个输入信号。输入到与门135的另一个输入信号是信号发生器137的定时信号(图12A和13A)。锁存器134是由单稳电路127的输出的上升沿来置位。激光器控制信号104(图12H)是与门135的输出。确定电流计97的定位反射镜95的驱动信号106(图121)是通过电路139引出的,这个驱动信号也与来自信号发生器137的定时信号(图12A和13A)保持同步。
通过参考图12A-I和13A-E的时序图,图10和11所示的系统的操作可以进一步得到理解。当电流计97将激光脉冲导向光纤45时,时刻t0和t2之间的时段表示一个操作周期。当将脉冲导向光纤46时,下一个周期发生在时刻t2和t4之间。在时刻t4和t6之间的下一个周期中,激光脉冲被导向光纤47,和在时刻t6和t8之间,激光脉冲被导向光纤48。图中没有显示随后的依次将脉冲导向所给例子的其余两根光纤45和50的操作周期。一旦所有光纤都已经接收到一串脉冲,整个操作序列重新开始并一直继续下去直到凝块被全部去除为止。当然,正如前面所讨论的,光纤传送脉冲的顺序可以有所不同。
图12A和13A的定时信号是时钟驱动的,由于它提供了输入到与门135的输入之一,因此,重复地使能(当高电平时)和禁止(当低电平时)激光器。所示的定时信号的特定形式将占空度(duty cycle)施加在治疗激光器91的操作上,但在各种应用中这并非必须。通过在一串脉冲(例如在时刻t0和t1之间的时间)发送到光纤的某一根之后关闭激光器一段时间(例如,在时刻t1和t2之间的时间),就可以降低发送到阻塞血管中治疗位置的热量。这是另一种控制发送到治疗位置的平均功率量的方法。在所示的例子中,脉冲是在百分之六十的时间内发送的,因此,可以说是以60%占空度操作,但这个值通过改变图12A和13A的定时信号容易得到改变。
在该给出的例子中,检测到在光纤45、46和48的末端生成的气泡,但并没有在光纤47的末端探测到。也就是说,当有气泡出现时,光电探测器信号110(图12C和13C)包括紧接在来自治疗激光器91的每个脉冲(图12B和13B)之后的、来自从监视激光器105反射的光的脉冲。这在图13B-C中得到最佳显示,其中反射辐射脉冲143紧接在治疗辐射脉冲145之后出现。反射脉冲143的存在是通过将正好在治疗激光器脉冲之前和之后的光电探测器信号的值进行比较检测到的。
使单稳电路127的输出的后沿147正好出现在治疗激光器脉冲145的前面。这是通过单稳电路127的输出脉冲的宽度和图13A的定时信号的上升沿来控制的。图13A的定时信号的上升沿使单稳脉冲开始形成和使治疗激光器91的Q-开关打开。将激光器91的Q-开关设置成使激光器91在图13A的定时信号的上升沿之后的设定时间上发射它的第一个脉冲145。结果是将治疗脉冲之前的光电探测器信号的值存储在取样保持电路123中作为参考值。当脉冲143出现在气泡已经由刚结束的治疗脉冲生成的时候时,将单稳电路129的输出的后沿149定时在紧接在治疗激光器脉冲145之后出现。单稳电路信号边沿149使那一时刻的光电探测器输出信号的值存储在取样保持电路125中。
如果存储在取样保持电路127和129中的电压电平之间存在着如偏压124所调整的、超过预置量的差值,比较器131的输出变成高电平,使锁存器134保持在其置位状态。但是如果存储在取样保持电路123和125的电压之间没有达到这个至少的差值,那么,比较器131的输出变成低电压,这使得锁存器134在单稳电路129的脉冲输出的后沿上得到复位。如图12G的151所示,这些事件的组合发生在当没有探测到气泡的时候。
应该注意到,只有在每个治疗激光器脉冲串的第一个之后才能检测到气泡的存在或不存在。如果没有检测到什么气泡,正如本例中光纤47的情况那样,那么,不允许该治疗脉冲串的进一步脉冲出现。进一步的脉冲是由被比较器131在151(图12G)复位的锁存器134来防止的。然后,治疗激光器由从单稳电路127的输出脉冲的上升沿置位的锁存器134在153重新使能。此外,下一次脉冲导向光纤47时,重复相同的过程,即发送脉冲串的第一个脉冲。如果在此脉冲之后检测到气泡,则整个脉冲串都将出现。因此,每次启用一个新的光纤时,就检查气泡是否存在。
当然,这只是许多种可以得以实施的具体方案和定时之一。例如,气泡的存在与否可以在每个治疗激光器脉冲之后加以判断。并且,没有检测到气泡的结果可以用来使那根光纤在多于一个周期的时间内禁止,或许是在整个治疗过程中禁止。在只有一个或非常少的几个脉冲包含在每个脉冲串的情况下,检测到在一根光纤末端上不存在气泡的结果可以用来使系统在一定数量的周期内不能将治疗辐射脉冲下送到那根光纤,然后再重新试一下。
尽管通过结合优选实施例说明了本发明的各个方面,但本领域的普通技术人员应该理解,本发明应在所附权利要求书的整个范围内受到保护。
权利要求
1.一种打通至少部分受到堵塞物阻塞的人体血管中的血液流动的方法,包括将一组光纤末端的阵列置入所述血管中堵塞物附近的,所述光纤各自具有小于100微米的纤芯直径,和从多根光纤的一根或数根导引出由一个或多个辐射脉冲组成的序列,然后从所述多根光纤的其它光纤的一根或多根重复导引出这种脉冲序列,所述脉冲各自具有小于100纳秒的脉宽和包含足够的能量以生成至少一个冲击波和至少一个气泡,所述冲击波和气泡一起使所述堵塞物部分被破碎。
2.根据权利要求1的方法,其中重复导引脉冲序列包括沿着所述多根光纤中的相邻光纤按顺序导引所述脉冲。
3.根据权利要求1的方法,其中重复导引脉冲序列包括沿着所述多根光纤中相互不相邻的光纤按顺序导引所述脉冲。
4.根据权利要求1的方法,其中导引脉冲序列包括按照在任何时刻将辐射导向在堵塞物横截面上的由所述阵列的各根光纤照射的多个区域中最冷的区域的顺序,沿着所述多根光纤的各根光纤导引所述脉冲。
5.根据权利要求1的方法,其中所述导引所述辐射的由一个或多个脉冲组成的序列包括利用大约一千赫兹或更多的重复速率沿着各根光纤导引多个脉冲的脉冲串。
6.根据权利要求1的方法,还包括在辐射从所述光纤导引出来的同时将液体流引入到堵塞物表面附近的血管中。
7.根据权利要求1的方法,其中所述脉冲每一个都包含小于大约250微焦耳的能量。
8.根据权利要求1或6的方法,进一步包括随着堵塞物破碎而推进导管末端穿过堵塞物直到对通过血管的血液的流动的阻塞被去除为止。
9.根据权利要求1-7任何之一的方法,其中所述堵塞物沉积在脑血管中,其中将该光纤阵列定位在脑血管中包括将包含该光纤阵列的导管插入到离所述脑血管一段距离的人体血管中,并通过各种血管将导管推进至少50厘米的距离以到达脑血管堵塞物所在位置。
10.根据权利要求9的方法,其中导管的长度上包括有一段其外径为半毫米或更小的部分,所述部分定位在脑血管内。
11.根据权利要求6的方法,其中将液体流引入在堵塞物附近的脑血管包括让液体流过沿着导管长度延伸的长度为离光纤末端距离至少75厘米的导管内腔。
12.根据权利要求11的方法,其中将液体流引入脑血管还包括让液体以至少1/10立方厘米每分的流量流过导管内腔。
13.根据权利要求1-7任何之一的方法,其中该光纤末端的阵列各自具有50微米或更小的纤芯直径。
14.根据权利要求1和6任何之一的方法,其中引入到血管中的液体流是在从1/10至5立方厘米每分的流量之内。
15.根据权利要求1-7任何之一的方法,其中沿着光纤导引到所述血管中的辐射平均功率要使堵塞物附近的血管壁不受到发送到血管中的辐射的损害。
16.根据权利要求15的方法,其中所述辐射平均功率少于大约0.5瓦特。
17.根据权利要求1-7任何之一的方法,还包括用光学方法通过传送生成气泡的脉冲的相同光纤来监视所述气泡的生成。
18.根据权利要求17的方法,还包括根据未能检测到由一根光纤导引的脉冲产生的气泡,在至少一个周期的时间内抑止后续脉冲沿着所述光纤传输。
19.根据权利要求18的方法,其中抑止后续脉冲包括抑止预定个数的脉冲沿着所述一根光纤传输,此后重新开始沿着所述一根光纤传输脉冲和监视气泡。
20.根据权利要求5的方法,还包括用光学方法通过传送生成气泡的脉冲的相同光纤监视所述气泡的生成,并根据未能检测到由沿着光纤之一导引的脉冲串的第一个脉冲生成的气泡,阻止在所述脉冲串中第一个脉冲之后的后续脉冲沿着所述一根光纤传输。
21.一种打通至少部分受到堵塞物阻塞的人体血管中的血液流动的方法,包括以时间顺序通过光纤传输介质将电磁辐射导引到血管中,在堵塞物的横截面方向上的不同位置指向所述堵塞物,和保持导引到脑血管中的辐射的平均功率量值小于大约0.5瓦特。
22.根据权利要求21的方法,还包括同时将冷却液体导引到血管内堵塞物附近。
23.根据权利要求22的方法,其中冷却液体以在1/10至5立方厘米每分范围内的流量被导引到血管中。
24.根据权利要求21-23任何之一的方法,其中导引电磁辐射包括每次一根光纤地将所述辐射导引到多根光纤,其中多根光纤的每一根都具有小于100微米的纤芯直径。
25.根据权利要求21-23任何之一的方法,其中导引电磁辐射包括按照在血管中生成一系列组合在一起乳化堵塞物的至少一个冲击波和至少一个气泡的组合的方式来导引所述辐射。
26.根据权利要求1、7或21的方法,其中所述堵塞物是脑血管内的血凝块。
27.一种打通受到凝块阻塞的人体脑血管中的血液流动的方法,包括将导管末端置入离脑血管一段距离的人体血管中并按照将内腔的开口端和多根光纤的末端定位在凝块附近的方式通过各种人体血管将导管末端推进到脑血管中,所述光纤各自具有在20至100微米范围内的纤芯直径,在液体通过所述内腔开口端流入血管的同时,按顺序每次至少一根地沿着所述多根光纤将辐射导向凝块,以其重复速率在大约1至大约20千赫兹的范围内和各个脉冲的脉宽在1至100纳秒的范围内的多个脉冲的形式,沿所述多根光纤的每根导引所述辐射,其方式为使各个脉冲各自生成使部分凝块破碎的声现象,并使得在脑血管内输送的平均功率小于大约0.5瓦特,和随着凝块被乳化,推进导管末端穿过凝块,直到对通过血管的血液流动的阻塞被去除为止。
28.根据权利要求27的方法,其中所述声现象包括至少一个气泡和至少一个冲击波之一或两者。
29.根据权利要求27的方法,其中所述液体以1/10至5立方厘米每分范围内的流量流出。
30.一种用来破碎血管中的堵塞物的系统,包括导管,在其第一端点和第二端点之间的长度超过75厘米,在靠近第一端点处的至少一部分长度的外径小于0.5毫米,所述导管包括多根光纤,其中每一根光纤都具有小于100微米的纤芯直径,所述光纤终止在导管的第一端点的横向方向的空间阵列中,和电磁辐射源,按照将所述辐射的各个脉冲每次导向一根或数根光纤的方式与导管的第二端点上的光纤相连接,这些脉冲各自具有在1至100纳秒范围内的宽度,和从导管的第一端点上的光纤发送到所述血管的最大平均功率小于大约0.5瓦特。
31.根据权利要求30的系统,其中所述电磁辐射源在转换到另一根光纤之前将多个脉冲的脉冲串导向一根光纤,该脉冲串以在1至50千赫兹范围内的频率提供。
32.根据权利要求30或31任何之一的系统,其中所述电磁辐射源依次将所述脉冲导向在空间阵列的横向方向的多根光纤的与前一根光纤不相邻的一根光纤。
33.根据权利要求30的系统,其中所述脉冲各自包含小于约250微焦耳的能量。
34.根据权利要求30的系统,还包括沿着所述导管长度延伸的内腔,所述内腔被设计成以1/10至5立方厘米每分范围内的流量从导管的第一末端将冷却液体排放到所述血管中。
全文摘要
人体内流体通道的部分或全部堵塞通过将一组光纤阵列置入通道中并以每次一根地将治疗辐射脉冲导引到光纤中,生成冲击和乳化堵塞物的冲击波和流体动力学流得以去除。优选的应用是从细小的脑血管去除血凝块(血栓和栓子)以逆转局部缺血性中风引起的后果。选择操作参数和技术使在这种光声治疗过程中产生的加热脆弱的脑血管壁的热量最小化。一种这样的技术是光学监视当预计蒸气泡要出现时生成这些蒸气泡的流体动力学流的存在和抑制生成沿着光纤传播的、但并不生成这种气泡的产生热的脉冲。
文档编号A61B18/24GK1282230SQ98812224
公开日2001年1月31日 申请日期1998年9月29日 优先权日1997年10月21日
发明者史蒂文·R·维苏里, 卢依兹·B·达西尔瓦, 彼得·M·塞利尔斯, 理查德·A·伦敦, 邓肯·J·梅特兰, 维克托·C·埃施 申请人:加利福尼亚大学董事会, 恩多瓦西克斯公司
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