专利名称：具有光学透明、导电尖端的消融导管的制作方法
技术领域：
本发明涉及消融导管，特别涉及具有对组织的光学监观啲消融导管。
技术背景对于特定种类的微仓暇疗过程，关于体内的治疗地点的状态的实时信息是 难以获取的。当4顿导管执行过程时，这种信息的缺乏约束了临床医生。这种 过程的一个示例是在肝脏和前歹鹏中的肿瘤和疾病治疗。这种^f呈的又一个示 例是用于治疗房颤的外科消融。心脏内的这种状态导致反常的电信号，被认为 是'。镩失常，其产生于心内组织，导致心脏的不规贝鹏恸。心律失常最频繁的起因是通过心脏组织的反常的电流通路。通常，大多数 的心律失常是通过消融这种电熄火的可疑的中央部位治疗，从而导致这些中央 部位变得不活动。然后成功的治疗依赖于心脏内的消融的位置以及损伤自身。例如，当治疗房颤时，消融导管被操纵itA右或左心房，在其中消融导管被用 于在心内产生消融损伤。通过在中断穿过反常电活性的心脏的ffl^各的心房区域 之间产生非传导的势垒，期望这些损伤可以使心脏的不规贝鹏伝力停止。应当产生损伤使得电传导性在局部区域(透壁)中断，但应注意防止消融 邻近组织。此外，消融过程还可以弓胞组织的不期望的炭化和局部凝固，也可蒸发血液和组织中的水导致蒸n^破。目前，通过在心脏内放置用于测量o房内电活性的标测导管，损伤在消融 ilf呈后被估计。这允许医生估计最近形成的损伤并确定其是否将运行以中断传 导率。如果确定损伤没有充分地形成，随后，额外的损伤可以产生以进一步形 成相对反常电流通路的阻塞线。显然地，因为校正需要额外的医疗过程，所以 消融后估计是不期望的。因此，更为期望当损伤在组织中形成时估计该损伤。当损伤形成时用于估i十损伤的已知的方法是测量电阻抗。在消融的和正常 的组织之间的生物化学的差异可以导致在组织种类间的电阻抗的变化。虽然在 电生理治疗过程中阻抗被例行i也监测，但其并不直接与损伤形成相关。测量阻 抗仅仅提供关于组织损伤的位置的数据，但并不给予定性的数据以估计损伤的 效力。另一种方法是测量组织的两点之间的电导率。已知为损伤调步的该过程也 可以确定损伤治疗的效力。然而，该技术从每个损伤测量其中的成功或缺失， 并产生关于损伤形成的非实时的信息。因此，需要一种导管，其能实时测量损伤形成的特征，并无论导管与组织 是平行的、垂直的或成角度的，都能结合光学成 行上 作。可以期望的 是，导管《用于消融。为达到该目的，导管的尖端应该M明的并电传导的， 使得光学数据可以在消融时、消融前或消融后被导管尖端感测。有可用的很多透明的、电导体，但齡都具有其局限性。碳纳米管膨就是这样一种透明的、电导体。碳纳米管于1991年駄约1991年左右被发现，但 基于数学计算，其存在可能更早。碳纳米管具有大的长tet直径的比率，并因 此可以被视为富勒烯的i5:似一维形式。他们拥W^趣的电的、机械的以及分子 的特性。有单壁碳纳米管(SWNT)，其中长^t直径的比率约为1000。有具有 不同直径的多个同心的SWNT的多壁碳纳米管(MWNT)。 MWNT具有与 SWNT不同的长度和直径，并且它们也具有不同的怜性。现在制造超薄的、透明的、光学同质的、导电的碳纳米管膜，并转移这些 膜到不同基底上是可能。挑战曾是当保鄉过层的电接触时，在层内堆积纳米 管，该层>￡够薄以{吏其光学透明。膜在可见光谱和红外线内呈现光学M能力。 在近-中红外中，碳纳米管膜展示了对目前可用的大多数物品的给定电导性都具 有较好的高透明度。即使在可见光谱中，对给定透明度的纳米管膜的电导性也 比得上商业上使用的氧化铟锡(ITO)，其是另一种具有电导性和光学透明性的 物质。因此，可以期望提供一种适合于光学成像和电导性(如用于消融)的导管， 其具有光学全向性并由碳纳米管膜构造的尖端。这样的导管也可以适用于与电 消融治疗并发的超声成像。 发明内容本发明涉及一种能从生物材料，例如组织(包括血液)，消融和倉辦实时地 全向光测量(例如，而不是限制，漫反射系数，荧光等等)的导管。导管尖端 的设计使用以充分薄的形态提供电导性和光学透明度的碳纳米管膜。通过膜覆 盖的电极尖端从组织收回的光传达使用光谱学能被评估的组织参数。这些参数 包括，不限于，损伤形成、损伤的渗透深度、以及损伤的截面积、消融期间炭 化的形成、消融期间炭化的识别、从非炭化组织中识别炭化、围绕消融地点的凝固物的形成、凝固的与未凝固血液的区别、被消融的组织与健康组织的区别、 组织接近度、组织 、状况、和,状态的评估，以及为阻止蒸汽爆破，在 组织中对蒸汽形成的识别。在一个实施例中，导管具有导管主体和尖端电极，该尖端电极包括覆有碳 纳米管膜的皿射外壳。可以预期的是，光透射外壳适合于光学照明和釆集，而碳纳米管膜适合于组织消融。另外，可以预期的是，外^S常被成形为限定腔的穹顶，以及外壳是光学透明的。膜如果不是光学透明的，那么它也是光学透射的。腔被至少一个发射光纤照亮，而从组织iSA腔内的光被至少一个与光 处理系统通信的接收光纤接收。在一个更详细的实施例中，导管具有导管主体和尖端电极，该尖端电极具 有光学透明外壳，以及该外壳上的电传导的和光学透明的膜。外壳限定从组织 接收光的腔，而膜适合于消融组织。第一光波导延伸i4A腔内以提供光，而第 二光波导延伸进入腔内以采集光。尖端电极适舒RF消融，而导管也可以包括 冲洗管以输送流体至腔内，并舰外壳内的开口到达尖端电极的外面。导管可 以包括位于导管主体和尖端电极之间的可偏转中间部分，以及被配置成在尖端 电极内感测温度的温度传感器。也可以有被配置成感测尖端电极的定位的电磁 定位传感器。有利地，用于监测和评价组织(或组织中形成的损伤)的jW常不被用于 消融的电磁辐射的部分影响。此外，用于监观,评价的带宽也以最小限度的衰 减穿过血液。光纤以避免接触组织的方式在导管内布置和使用，其能增加导管 的运行寿命并将由磨损造成的对光纤的损坏减到最小。财卜，尖端电极内的对 准塞以最小限度的弯曲或应变但增加的角度覆盖固定光纤电缆，其能在组装和 4顿斑呈中最小化光纤的破损，也减小由光纤的方向弓l起的非线性光学效应。 另外，使用光纤发射和接收光是一般的温度中性过程，如果有其也增加很少可 测量的热量到围绕的血皿组织。
当结合附图考虑，ffi31参考下述详细说明，本发明的这些和其他的特征禾口 优点纟絵更好地理解，其中图1是本发明的导管的实施例的侦舰图。图2A是根据本发明的导管的实施例的沿第一直径的侧视截面亂其包括 在导管主体和中间部分之间的接合。图2B是根据本发明的导管的实施例的沿通常垂直于图2A中的第一直径的 第二直径的侧视截面图，其包括在该导管主体和中间部分之间的接合。图3A是根据本发明的导管的实施例的沿第一直径的侧视截面图，其包括 在中间部分和塑料外罩之间的接合。图3B是根据本发明的导管的实施例的通常沿第二直径的侧视截面图，其 包括在中间部分和塑料外罩之间的接合。图4是图3A和犯中的中间部分的实施例的通常沿线44的纵截面图。图5A是根据本发明的导管的实施例的通常沿如图6中所示的直径5A-5A 的侧视截面图，其包括在塑料外戰口尖端电fet间的接合。图5B是根据本发明的导管主体的实施例的通常沿如图6中所示的直径 5B-5B的侧视截面图，其包括在塑料夕曙和尖端电极之间的接合。图6是图4A和4B中的塑料外罩的实施例的沿线6-6的纵截面图。图7 ^出了用于与本发明的导管一起使用的光处理系统的实施例的部件 的示意图。
具体实施方式
如图1-6中所示，本发明的导管10包括具有近端和远端的延伸的导管主体 12，位于导管主体12远端的可偏转(单向地或双向地)中间部分14，位于中间 部分的远端的尖端部分36，以及位于导管主体12的近端的控制手柄16。另夕卜参见图2A和2B，导管主体12包括具有单个的、轴向的或中央的内 腔18的延伸的管状结构。导管主体12是柔性的，艮P，可弯曲的，但沿其长度 是基本不可压縮的。导管主体12可以是ttf可魏的结构，以及由ffi可合适的材 料构成。结构包括由挤压塑料帝喊的夕卜壁22。夕卜壁22可以包括不锈钢或类似的 駄式编织网，以增加导管主体12的抗扭冈岐，这样使得当控制手柄16被旋 转时，导管10的导管主体12、中间部分14和尖端部分36将以相应的方式旋转。延伸穿过导管主体12的单个内腔18的是部件，例如，导线40和由护套 53保护的热电偶线41， 45、光纤43、冲洗管48、拉线42延伸穿过的压缩线圈 56，以及电磁传感器电缆74。因为已经发现，当旋转导管时，单个内腔主体允 许更好的尖端控制，所以单个内腔导管主体优选于多个内腔主体。单个内腔允 许不同的部4牛(例如导线、热电偶线、灌输管，以及被压縮线圈环绕的拉线) 在导管主体内自由浮置。如果这些线、管和电缆被限制在多个内腔中，那么当 手柄被旋转时它们倾向于产生能量，导致如果例如手柄被释放或如果围绕曲线被弯曲，贝lj具有旋回的趋势的导管主体翻转，其中的任何一个都是不想要的执 摘性。导管主体12的外径是不重要的，但最好不大于大约8弗伦奇(french)，更 {腿是7弗伦奇。同样地，夕卜壁22的厚度也是不重要的，但要足够薄以使得中 央内腔18育g容纳J:^部件。外壁22的内表面可以衬有硬管20，其可由任何合 适的材料(例如聚tt胺舰龙)制成。硬管20连同编织外壁22衞共舰的 扭转稳定性，同时将导管的壁厚降至撮小，因此使得中央内腔18的直径最大。 硬管20的外径与外壁22的内径大致相同莉肖小。因为当聚M胺管为很薄的 壁的同时仍然能够提供很好的硬度，所以其,作为硬管20。这使得中央内腔 18的直径最大，而无需损失^J5和石贩。导管可以具有外壁22，其具有从约0.090英寸到约0.104英寸的外径和从 约0.061英尺到约0.075英寸的内径，以及聚 胺硬管20,其具有从约0.060 英寸到约0.074英寸的外径和约0.001-0.005英寸的壁厚。同样参考图3A、 3B和4，导管主体12的远端的中间部分14包括具有多 个内腔的管19的l^豆部分。管19由合适的无毒材料串喊，其i^i也比导管主 体12有更好的柔性。用于管19的合适的材料是具剤氏至中硬度塑料的编织的 聚氨酯。中间部分14的夕卜径，与导管主体12的外层樹以，mt也不大于大约8 弗伦奇，更雌地是7弗伦奇。内腔的大小和数量是不重要的。在一个实施例 中，中间部分14具有约7弗伦奇(0.092英寸)的外径。管19具有第一离轴内 腔30、第二离轴内腔32和第三离轴内腔34，它们通常具有大约相同的大小， 每一个具有从约0.020英寸至约0.024英寸的直径，优选地是0.022英寸，还有 第四离轴内腔35，具有从约0.032英寸至约0.038英寸的更大的直径，优选地是 0.036英寸。返回参考图2A和2B，导管主体12可接附在形成有配置在管19的近端的 外圆周凹部24的中间部分14上，外圆周凹部接收导管主体12的外壁22的内 表面。中间部分14和导管主体12iiai^或类似物接附。在中间部分14和导管 主体12接附之前，硬管20被插入导管主体12中。舰l顿聚氨酯胶或类似物 形 合接头23 ，硬管20的远端被固定地接附于导管主体12远端的附近。优 选在导管主体12的远端与硬管20的远端之间提供小的距离(例如，约3mm), 以允许为导管主体12用于接收中间部分14的凹部24的空间。如果不使用压缩 线圈，则力施加给硬管20的近端，而且，当硬管20被压縮时，在硬管20与外壁22之间由快干胶(例如氰基丙烯酸酯)形職一胶合接头(未示出)。其后， 在硬管20与夕峰22的近端之间4顿狡慢干但较强的胶(例如聚氨酯)形職 二胶合接头26。如果需要，可以在导管主体内在硬管远端与尖端部分的近端之间设置垫圈。 垫圈在导管主体和中间部分的连接处提供柔性的过渡，其允许该连接处平滑地 弯曲，而不会折叠或打结。具有这样的垫圈的导管在题名为"可操纵的直接心 肌血管再形成的导管(Steerable Direct Myocardial Revascularization Catheter)"的 美国专利申请序列No.08/924，616中描述，其全 过弓间合并在此。如图5A和5B中所示，从中间部分14的远端延伸的是包括尖端电极37和 塑料外罩21的尖端部分36。如以下进一步讨论的，塑料外罩21^^尖端电极37与管19，瓶供延伸穿过其具有外戰n/或幼度空间的内腔的部件。塑|#卜罩21雌由聚醚醚酮(PEEK)制成，并可以约lcm长。它的近端接收于形鹏 中间部分14的管19的远端内的外圆周凹部27 (图3A和3B)内。中间部分14 和塑料外罩21由胶^l似物接附。在中间部分14和尖端电极38之间延伸的诸 如线、电缆和管段的部件可以有助于保持尖端电极在魏的位置。芎顶尖端电极37具有与通常中空的远端部分或腔49 3iil的开口近端。尖 端电禾及包括外壳38，其如果不是光学透明的，也是光可透射的，并通常具有一 致厚度，在其上沉积电传导的碳纳米管膜或涂层39。尖端电极也包括位于外壳 近端或其附近的压配合塞^t准构件44。夕卜壳38被配置^其远端具有穹顶或类似开别犬，以利于光的全向照明和采 集。其上具有膜39的外部被防止损伤地配置，并适于与组织，劍虫。外壳被配置 成具有多个用于冲微灌输目的的通孔或开口 87。外壳可以由是光学透明的任何 合适材料(包括玻璃或塑料)制成。并且由于碳纳米管膜39用于光学透明是合 适的薄，所以尖端电极的外壳作为全向照明器和采集器运行。因此，穹顶尖端 电极37被配置为消融以及照亮和采集来自组织的光用于光谱学。对于后者的功 能，如接下鄉一步详细解释的，光纤与腔49连通。塞44具有通常延伸的圆柱形构形，其具有预定的长度和通常圆的截面。塞 44的远端部分压配合到尖端电极37的开口近端，以密封空心腔49同时为了接 附于外罩21 ，塞44的近端部分从尖端电极37近端地延伸。如图6中所示，在 塞上:提供不同的盲孔和鹏，以允许部件锚定至噻或穿过到空心腔49。在图示 实施例屮，有盲孔102、 104和106，在其中导线40、热电偶线41和45、以及定位传感器72的远端分别锚定。还有光纤43延伸穿过的通道112、 116，以及 冲洗管段48延伸穿过的通道110。延伸穿體中通道的部件部分舰胶、粘合 剂或类似物被牢固地固定在通道中。通道有助于对准、稳定和固定延伸穿CT 44的各种部件。依照本发明的特征，导管10适于使消融组织的特性的基于光学的实时评估 变得容易，特性非限制性地包括损伤形成、损伤渗透的深度、损伤的截面积、 消融期间炭化的形成、消融期间炭化的识别、炭化与非炭化组织的区别、围绕 消融地点的凝固物的形成、凝固的与未凝固血液的区别、被消融的组织与健康 组织的区别、组织接近度、以及为Hlh蒸汽爆破在组织中对蒸汽形成的识别。 这些i啊古通过测量由导管中重获的，从导管尖端照谢至消融的组织的光产生的 —个或多个波长的光强来实现。在那点上，光纤43E延伸fflA尖端电极37以传 递光给尖端电极，而光纤43R为这样的基于光学的实时组织i啊古从组织上采集 光。从控制手柄16至映端部分36，光纤电缆43被保护地容纳在导管内。如图 2B和4中所示，它们延伸穿过导管12的中央内腔18，和中间部分14的内腔 32、 34和35。它们延伸穿过塑禾鞋卜罩21，并313 44上的通道112 iSA尖端 电极37。通道有助于在中间部分14和尖端电极37之间过渡时最小化光纤43 上的应力。在公开的实施例中，有三个发射光纤43E和一个接收光纤43R。光纤43E 作为光发射器，il33t从远程的光源传输光至尖端电极37运转。光纤43R作为光 接收器，通过采集来源于尖端电极37中的空心腔49的光运转。电缆43T和43R 中的每一个都可以是单个光纤电缆或者是光纤束。它们可以是单个模式(也称 为单一模式或单模式)、多个模式(具有步长指数或分级指数)或塑料光纤 (POF)， 于多种因素，包括但不限制于传输率、传输带宽、传输光谱宽度、 传输距离、电缆直径、费用、光信号失真公差和信号衰减等等。另外，光传输 和采集玎以使用其他设备来实现，例如空气心光纤、空心波导、液体波导和类 似物。本领域技术人员可以理解的是，光波导、光纤和光纤电缆通常用于以最 小损失地从一端至另一端传输光能，并因ltb在这里可互换使用。这些光学设备 并不是唯一的，且其他合适的光学设备也可以使用。当由导管10的尖端电极37执行消融带来的损伤在组织中形成时，其特性 如本领域技术人员理解的一样改变。特别地，当损伤被光照射时，光朝尖端电极37被離狩n/或反射回，其中当光重繊入空心腔49时，这些与损伤相互作 用或另外被损伤影响的光具有关于损伤的定性和定量的信息。如下面进一步详细描述的，当接收光纤43R的远端被插入空心腔时，其采 集带有定性和定量信息的重获的光，并被传输至光学处理系统。依照本发明的 特征，尖端部分36用作通常的全向光魏器和采集器，以及消融尖端。本导管也會隨于在尖端电极冲洗或灌输，例如为了冷却组织位置和增加用 于更深和更大的损伤的电导性。如图5B中所示，流体(例如生理盐7jO通过冲 洗管段48灌入空心腔。管段48的远端锚定M道110内(图6)，并近端地延 伸穿过塑料外罩21、中间部分14的第四内腔35 (图2A)、导管主体12的中央 内腔18，以及穿过控制手柄16，在其中其在M^制手柄的位置终止于鲁尔套 (luer hub) 90 (图1)，似物。实际上，流体可以穿过鲁尔套90由泵(未示 出)注射i4A灌输管48，且箭oA尖端电极37中的空心腔49中，并从开口 87 流出。灌输管48可由任何合适的材料制成，优选由聚m胺管制成。合适的灌 输管具有从约0.32英寸至约0.036英寸的外径，以及从约0.28英寸至0.032英 寸的内径。为了^跌端电极37通电，特别是用于RF消融的碳纳米管膜39，掛共导线 40。导线40延伸穿过中间部分14的第三内腔34 (图4)、导管主体12的中央 内腔18 (图2A和图2B)，以及控制手柄16，并在其近端终止于可插AiS当的 监测器(未示出)的输入插孔(未示出)处。延伸穿过导管主体12的中央内腔 18、控制手柄16和中间部分14的远端的导线40的部分被装入在保护套52内， 其可由任意合适的材料制成，雌特氟纶RTM。鹏用聚氨酯胶或类似物将其 胶合在内腔34，保护套52在其远端锚定于中间部分14的远端。在公开的实施例中，如图5A和5B中所示，碳纳米管膜39通过导线40经 由环电极55通电，该环电极被安装为叠盖在塑料外罩21和穹顶尖端电极37的 外壳38上的碳纳米管膜39之间的接合。该环电极可由任何合适的固体导电材 料制成，例如铂或金，，铂和铱的组合物，并且以胶或类1以物装配。可选择 地，环电极可以通过使用电导性材料，比如铂，金和/或铱覆盖接合来形成。涂 层可以使用、溅射、离子束、沉积或同等技术施加。在另一可选择的实施例中，环 电极可以通过围绕接合重复缠绕电极导线的端部，以及录怯导线的涂层以暴露 导电的表面来形成。其他用于形成环电极的方法也可以依照本发明使用。在公 开的实施例中，环电丰M过首先在塑料外罩21的壁上形成孔而装配。电极导线40供给穿过该 L而且环电极焊接在导线和碳纳米管膜37之上的位置。在公开的实施例中，为尖端电极37提供了温度感测装置。可以使用任何传 统的、鹏感测錢，例如热电偶或热敏电阻。参考图5B和6，用于尖端电极37 的^S的温度感测装置包括线对构成的热电偶。该线对中的一根线是铜线41， 例如数字为40的铜线。该线对的另一根线是康铜线45，其为该线对提供支撑和 强度。线对的线41和45是彼此电隔离的，除了在它们的远端它们接触并且绞 在一起，覆有短件塑料管63 (如聚酰亚胺)和覆有环 脂。塑料管63随后由 环ftM脂^l^以物接附錢44的孔104中。如图2A和5中所示，线41和45 延伸穿过中间部分14的第二内腔32。线41和45在保护套53内延伸穿过导管 主体12的中央内腔18和中央部分14的内腔32。线41和45随后向夕卜延伸穿过 控制手柄16并延伸至何与M监测器(未示出)连接的连接器(未示出)。可 选择地，温度感测装置可以是热敏电阻。适合用于本发明中的热敏电阻是 Thermometries (新泽西州)出售的型号No,AB6N2GC14KA143T/37C。参见图2B和3B，拉线42延伸穿过导管主体12，并在其近端锚定到控制 手柄16。拉线由^^可适合的金属制成，例如不糊或镍钛诺，且tt^涂覆有特 氟纶RTM.或类似物。涂层使得拉线润滑。拉线优选具有从约0.006至约0.010 英寸的直径范围。压缩线圈56相对拉线环绕位于导管主体12内。压缩线圈56 从导管主体12的近端延伸至中间部分14的近端。压縮线圈可由招可合适的金 属制成，雌不锈钢，并且紧密地缠绕在其自身上，以提供柔性，即弯曲，但 育^抵,缩。压縮线圈的内《m^稍大于拉线42的直径。涂覆于拉线上的特氟 纶RTM.允许其在压縮线圈内自由滑动。如果需要，特别是如果导线40未被保 护套52封闭，压縮线圈的外表面能被柔性的、不导电的护套覆盖(例如由聚酰 亚胺管制成)，以阻止在压縮线圈和导管主体12内的任何其他线之间接触。如图2B中所示，压缩线圈56由胶接头50在其近端锚定到在导管主体12 内的硬管20的近端，以及由胶接头51在其远端锚定到中间部分14。胶接头50 和51都，包括聚氨酯胶^l似物。胶可以通过注射器或类似物穿过在导管主 体12的外表面和中央内腔18之间形成的孔働口。例如，这样的孑L可以M穿 刺导管主体12的夕卜壁22和硬管20的针或类似物形成，其被充分加热以形成7乂 久的孔。随后胶被引导穿过孑LS压缩线圈56的夕卜表面，并环绕外圆周芯吸，以 形^E縮线圈的旨圆周周围的胶接合。参考图3B和4，拉线42延伸iftA中间部分14的第一内腔30。在公开的实施例中，拉线42在其远端锚定到塑料管21的侧壁上。如图3B中所示，拉线 42的远端包括T形条锚定物61 ，并il3i胶锚定在塑料外壳21的侧壁内的凹部 63内。这种锚定在美国专利No.6,064,908中描述，其全部公开通过引用合并在 此。在中间部分14的第一内腔30中，拉线42延伸穿过塑料(^i^特氟纶RTM.) 护套81，当中间部分偏转时，其防止拉线切入中间部分14的壁中。导致尖端部 分36偏转的拉线42相对于导管主体12的纵向移动由控制手柄16合适的操作 实现。合适的控制手柄在美国专利No.6602242中描述，其鄉公开ilil弓阅合 并在此。在图示的实施例中，尖端部分36带有电磁传繊72，且如提到的，电磁 传繊可以携带在塑料外罩21内，如图5A， 5B和6中所示，其远端锚定于塞 44内的盲 L 106内。电磁传繊72雜到电磁传麟电缆74。如图2A和4 中所示，传感器电缆74延伸穿过尖端部分36的第四内腔35,穿过导管主体12 的中央内腔18，以皿入控制手柄16。随后电磁传感器电缆74在脐状电缆78 (附图l)内/膽制手柄16的近端延伸出，至容纳电路板(未示出)的传感器控 制模块75。可选择地，电路板可以容纳在控制手柄16内，例如，题为"可操纵 的直接心肌血管再形成的导管(Steerable Direct Myocardial Revascularization Catheter)"的美国专利申请序列No.08/924,616中描述的，其公开舰引用合并 在此。电磁传麟电缆74包括^A塑料包覆护套内的多根线。在传感^S'制模 块75中，电磁传繊电缆74的线连接到电路板。如图1中所示，电路板放大 从电磁传皿72接收的信号，并依靠在传 ^制模±央75近端的传感器连接 器77以可以被计算机理解的形式传输信号至计算机。由于导管能被设计成仅单 次使用，电路板可以包括EPROM芯片，其在导管使用约24小时之后，关闭电 路板。这防止导管，或至少是电磁传感器，被使用两次。用于本发明中使用的 合适的电磁传感器在例如美国专利No.5,558，091， 5,443,489， 5,480,422， 5,546,951， 5,568，809和5,391,199以及国际公开No.WO95/02995中描述，其公 开通过弓照合并在此。电磁绘图传感器72可以具有从约6mm至约7麵的长度， 以及约1.3mm的直径。参见图7，图示使用导管10用于光学评估消融组织的光学处理系统126。 光源128 il31由输出到发射电缆43E的分光镜131分离的电缆127提供宽带(白； 多波长)的光和/或激光(单波长)的辐射给导管10的尖端部分36。来自尖端 部分的携带损伤定性信息的光被接收电缆43R传输给探测部件130。探测部件可以包括，例如将采集的光分散至组成波长的波"^择元件131，和量化装置140。至少一个波^i^择元件131包括光学器件132，如本领域中公知的，例如， 透镜、反射镜和/或棱镜的系统，用于接收入射光34和将其分成被传输到量化装 置140中的戶万期望的组分136。量化装置140将测量的光 ，转化为能由计算机142处理和图像显/i^合导 管10的操作者的电信号。量化装置140可以包括用于同步检测和量化这些光强 度的电荷耦合装置(CCD)。可选择地，许多不同的光传感器，包括光电二极管、 光电f咅增管或互补金属氧化物半导体(CMOS)探测器可以用于替代CCD转换 器。信息被/Afil拨置140传输给关于损伤的参数生成图像显示鹏他信息的 计算机142。用于与导管10 —起使用的合适的系统在美国申请序列号 No.ll/281179和序列号No.11/281853中描述，其全部公开通过弓间合并在此。已经参照本发明的雌实施例呈现了前述说明。本领域技术人员将意识到 在不显著脱离本发明原理、精神和范围的情况下，所描述结构的替代和改变可 以实现。因此，前述描述并不应该被认为只限于附图中描述和图示的精确结构，而 应该被认为是与具有其最宽和公平的保护范围的以下的权禾腰求书一致，并且 支持该权利要求书。
权利要求
1.一种导管，包括导管主体；以及具有光透射外壳和在所述外壳上的碳纳米管膜的尖端电极。
2. 如权利要求1的导管，其中光iSit外競合于光学照明和采集，以及碳 纳米管膜适合于组织消融。
3. 如权利要求1的导管，其中外^M常被成形为穹顶。
4. 如权利要求1的导管，其中外壳是光学透明的。
5. 如权利要求1的导管，其中膜是光学透射的。
6. 如权利要求l的导管，其中膜是光学透明的。
7. 如权利要求l的导管，其中尖端电极被至少一个发射光纤照亮。
8. 如权利要求1的导管，其中从组织邀入尖端电极的光被至少一个接收光 纤接收。
9. 如权利要求1的导管，其中外壳限定腔，光从其中照亮组织，并且从组 织Ni4A其中的光被尖端电极接收。
10. 如权利要求8的导管，其中接收光纤传输iSA尖端电极的光到光学处 理系统。
11. 一种适于消融组织的导管，包括 导管主体；位于导管主体远端的尖端电极，该尖端电极具有光学透明外壳，以及砂卜 壳上的导电的和光学透明的膜，该夕卜壳限定腔以从组织接收光，而膜适合于消 融组织；延伸iiA腔内以提供光iSA腔内的第一光波导； 延伸SA腔内以采集空腔内的光的第二光波导。
12. 如权利要求ll的导管，其中尖端电极适舒RF消融。
13. 如权利要求ll的导管，进一步包括冲洗管，其被配置为输送流体，该 流体进入腔并通过形i^E外壳内的开口以离开尖端电极。
14. 如权禾腰求ll的导管，进-一步包括位于导管主体和尖端电极之间的可 偏转中间部分。
15. 如权利要求ll的导管，进一步包括配置鹏尖端电极内感测、鹏的温 度传麟。
16. 如权利要求10的导管，进一步包括配置成感测尖端电极的定位的电磁定位传感器。
全文摘要
导管执行RF消融时能从生物材料如组织(包括血液)实时光测量，如而不限于漫反射系数，荧光等。导管尖端设计分离照明和采集通路，使得光在回到导管尖端前离开其并穿过感兴趣组织(如心脏组织或血液)。该设计有利避免光探测器饱和并确保感兴趣介质内的照明光漫射。导管有导管主体和尖端电极。尖端电极有外壳、漫射材料内层和空腔，其中内层配置为由壳壁内一组照明开口传输尖端电极外部光到组织，空腔配置为由壳壁和内层内的一组收集开口从组织接收光。内层内表面有反射涂层以从空腔内收集的光分离射入内层的光。有导管主体和尖端电极间延伸的第一光波导以将光射入内层并照亮组织和导管主体和尖端电极间延伸的第二光波导以采集空腔内重新获得的光。
文档编号A61B18/12GK101332120SQ20081014468
公开日2008年12月31日 申请日期2008年6月30日 优先权日2007年6月29日
发明者C·A·利伯, C·比克勒, S·沙拉雷 申请人:韦伯斯特生物官能公司