CN105744901B - 用于血栓疏散的方法和设备 - Google Patents

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    • A61N2007/0043—Ultrasound therapy intra-cavitary
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N7/00—Ultrasound therapy
    • A61N2007/0078—Ultrasound therapy with multiple treatment transducers

Abstract

本发明的导管系统针对血管内诸如血栓和斑块的阻塞的移除。在某些方面中，本发明的导管系统包括：细长主体，其限定第一管腔并且包括远侧部分；内部构件，其被配置用于插入到所述第一管腔中，所述内部构件包括被配置为将治疗能量递送到处置部位的能量源；以及溶解元件，其被耦合到所述细长主体的所述远侧部分。所述溶解元件可以包括加热元件、蒸汽，以及球囊。

Description

用于血栓疏散的方法和设备
相关申请的交叉引用
本申请要求于2013年11月18日提交的美国临时申请号61/905426的权益和优先权，通过引用将该临时申请并入本文。
技术领域
本发明总体上涉及一种用于对脉管内的血栓以及其他血管堵塞物进行溶解的装置和方法。
背景技术
血栓形成是起因于血液凝块或血栓在血管内的形成的一种医学状况。血栓常常形成在瓣膜、腿或其他下腹部中(即，深静脉血栓)，但也可能出现在其他血管中。凝块通常是因异常地长时期的休息，例如当个体在手术后或罹患虚弱疾病而卧床不起时，造成的静脉内的血液淤积而形成的。除血栓以外，动脉粥样硬化是起因于静脉中堵塞的形成的另一种医学状况。动脉粥样硬化是由粥样物质沿动脉壁的积累造成的。粥样沉积物可能具有非常多样化的性质，一些沉积物相对较软而其他的则是纤维化和/或钙化的。在后一种情况中，沉积物多被称作斑块。静脉中通常存在血栓形成和动脉粥样硬化两者。例如，血栓在动脉粥样硬化斑块周围发展。
血栓的形成和斑块的积累可能导致中风或栓塞，其可能引起严重的健康问题，包括死亡。中风发生在血液凝块或斑块堵塞为脑部供血的动脉时，因此使脑组织缺氧。没有氧气，脑细胞开始死亡。栓塞发生在血液凝块在身体里行进并卡在器官中时。例如，肺栓塞为对到肺部的供血的堵塞，其引起严重的组织缺氧和心力衰竭。
针对一些堵塞，可能需要利用超声导管的手术介入以将血栓、斑块或两者从血管移除，例如当胆固醇或抗凝血药物不能够减小堵塞时。用于对堵塞进行溶解的超声导管例如在美国专利号6969293和6866670中得以描述。然而，单独利用超声能量对堵塞的移除常常不能完全疏散血管内的堵塞。而是相反，更为完全的溶解常常要求将超声导管从血管撤出并引入一个或多个其他导管来最终完成凝块溶解流程。多次导管交换可能对患者造成伤害，这是因为血管内部易受损，可能因疾病而衰弱，并且因此容易因导管主体在其内的移动而受伤。正因如此，在患者内移动导管的需要应当被最小化，更不用说是多个导管。
发明内容
本发明认识到，当前的堵塞溶解流程常常要求交换多个导管以便充分处置血管。本发明的导管系统和方法是在被引入到血管中的导管的数目最小化的同时，提供了更为完全的溶解。这降低了与在可能因疾病而衰弱的易受损的脉管内交换和移动多个导管相关联的风险。本发明的各方面通过提供这样的导管系统得以实现，所述导管系统包括被设置在导管主体内的声学能量源和与所述导管主体可操作地相关联的至少一个其他溶解元件。当所述能量源起作用为通过对高频声波的使用来溶解堵塞时，所述至少一个其他溶解元件作用为以另一种方式溶解或最小化所述阻塞。根据某些实施例，所述溶解元件为球囊、加热元件、蒸汽，或它们的组合。
本发明的导管系统包括细长主体以及被配置用于插入到所述细长主题的管腔中的内部构件。所述内部构件包括被配置为将治疗能量递送到所述血管内的处置部位(例如，阻塞)的声学能量源。所述阻塞可以包括血栓、粥样物质，或它们的组合。被施加到所述处置部位的所述治疗能量理想地被配置为溶解所述血管内的所述阻塞，同时避免对健康的周围组织的损伤。除所述声学能量源以外，所述导管系统包括至少一个其他溶解元件，以确保在管腔内流程期间对所述堵塞的最大溶解。在某些实施例中，所述至少一个其他溶解元件被配置为直接接触所述阻塞物质，使得堵塞得以以受控的方式被疏散。
通常，所述内部构件的所述能量源为声学能量源。所述声学能量源可以为被设置在所述内部构件内的超声换能器阵列。所述声学能量源被配置为在血管内递送所述治疗能量。在某些实施例中，所述治疗能量为超声的，但也可以施予适合于所期望的处置的其他水平的声学能量。所述治疗能量可以被持续地施加或被间歇地施加到所述处置部位。在所述治疗能量的施加期间，可以在所述细长主体内纵向平移或在所述细长主体内旋转所述内部构件。
在特定的实施例中，所述导管系统的所述溶解元件为球囊。所述球囊可以被定位在所述细长主体的远侧部分。例如，所述球囊可以在所述血管内被充气，以便压迫在所述声学能量的施加之后任意剩余的阻塞物质。对斑块的压迫增大了所述血管内的血流。额外地或备选地，所述导管系统可以包括一个或多个加热元件。所述加热元件可以起作用为以受控且克制的方式，直接施加热，例如消融热，到堵塞。例如，加热元件可以起作用为仅消融和移除与加热元件直接接触的阻塞性物质。所述加热元件可以沿所述导管系统的所述细长主体的长度被定位，或者被定位在所述导管系统的所述远侧端部上。被定位在所述远侧上的加热元件有利地允许人们消融被定位在所述导管系统前方的堵塞。合适的加热元件包括电极和/或激光器。激光器可以由被设置在所述细长主体的第二管腔内的一条或多条光纤形成。所述一条或多条光纤优选地包括被定位在所述细长主体的所述远侧端部的活动端部。
额外地，本发明的导管系统可以发出蒸汽作为所述溶解元件。在这样的实施例中，所述细长主体包括被耦合到被定位在所述细长主体上的一个或多个蒸汽出口端口的一个或多个蒸汽管腔。蒸汽源与所述细长主体可操作地相关联并且被配置为发射蒸汽通过所述蒸汽管腔并且发射到一个或多个蒸汽出口端口外。所述蒸汽辅助软化所述血栓并且也起作用为机械破碎所述堵塞。在某些实施例中，所述蒸汽包括血栓溶解剂。
在一些方面中，本发明的用于递送治疗的导管系统包括限定第一管腔并且包括远侧部分的细长主体、沿所述远侧部分的一侧并且与所述第一管腔相关联的开口，以及与所述第一管腔可操作地相关联并且被配置为将蒸汽递送通过所述第一管腔的所述开口并且到处置部位的蒸汽源。
附图说明
图1为根据某些实施例对本发明的导管系统的示意性图示。
图2图示了根据一个实施例的导管系统的横截面。
图3A图示了根据另一实施例的导管系统的横截面。
图3B图示用于与图3A的导管系统一起使用的成像构件。
图4图示了根据某些实施例的导管系统的内芯。
图5图示了根据某些实施例的内芯的横截面。
图6图示了用于与本发明的导管系统一起使用的超声组件的控制电路。
图7图示了根据某些实施例的用于与本发明的导管系统一起使用的超声组件的其他控制电路。
图8A-图8C图示了根据某些实施例的内芯和超声组件的各个横截面。
图8D图示了超声组件的另一配置。
图9A-图9C图示了根据各个实施例的导管系统的横截面。
图10图示了用于电气耦合导管系统的温度传感器的实施例。
图11描绘了被插入到血管中用于凝块溶解流程的导丝。
图12A-图12C提供了对如在凝块溶解流程中使用的导管系统的示意性图示。
图13A-图13C图示了具有球囊元件的导管系统的实施例。
图14A-图14B图示了具有加热元件的导管系统的实施例。
图15A-图15B图示了具有冷却元件的导管系统的实施例。
图16描绘了由与吸热设备组合的热电冷却元件两者形成的冷却元件的简化图。
图17A-图17B图示了具有激光加热元件的导管系统的实施例。
图18图示了用于与本发明的导管一起使用的系统。
具体实施方式
本发明的导管系统被设计为在身体管腔内递送治疗能量以溶解堵塞。根据某些实施例，导管系统包括能量源，所述能量源被设置在导管主体内并且被配置为将治疗性声学能量发射到处置部位。在某些实施例中，该导管系统也包括一个或多个溶解元件，所述一个或多个溶解元件起作用为辅助声学能量移除堵塞/使堵塞最小化。声学能量源与至少一个其他溶解元件在单个导管系统中的组合提供了更为完全的溶解流程，同时使被引入血管中的导管的数目最小化。这降低了与在可能因疾病而衰弱的易受损的血管内交换和移动多个导管相关联的风险。
如所讨论的，本发明的导管系统包括与一个或多个其他溶解元件组合的声学能量源。除那些特征以外，该导管系统也可以包括一个或多个成像元件、一个或多个功能流元件、一个或多个冷却元件，或它们的组合。如在本文中所描述的，导管系统的各个额外的实施例能够彼此组合使用。例如，该导管系统可以包括成像元件、功能流元件、冷却元件、加热元件以及它们的任意组合。
如图1中所图示的，本发明的导管系统10总体上包括多部件、管状主体12，其具有近侧区域14和远侧区域15。管状主体12包括柔性能量递送段18和被定位在导管10的远侧区域15中的远侧出口端口29。后端衬套33被附接到管状主体12的近侧区域14，后端衬套33包括近侧进入端口31、入口端口32以及冷却流体配件46。近侧进入端口31能够经由线缆45被连接到控制电路100。管状主体12限定一个或多个管腔(例如用于接收能量源的管腔、成像管腔，或流体递送管腔)。
管状主体12和导管系统10的其他部件能够根据在导管制作领域中公知的多种技术中的任一种来制作。合适的材料和尺寸能够基于处置部位的自然尺寸和解剖学尺寸以及基于所期望的经皮进入部位来容易地选择。
例如，在优选的实施例中，管状主体12的近侧区域14包括这样的材料：其具有足够的柔性、抗扭结性、刚性以及结构支撑，以将能量递送段18推送通过患者的血管到处置部位。这样的材料的范例包括，但不限于，挤出聚四氟乙烯(“PTFE”)、聚乙烯(“PE”)、聚酰胺以及其他类似的材料。在某些实施例中，管状主体12的近侧区域14通过编织、网眼或其他构造被增强，以提供增加的抗扭结性和可推动性。例如，镍钛或不锈钢丝能够被沿管状主体12放置或被并入管状主体12中以减少扭结。
管状主体12的宽度尺寸(例如，直径)可以取决于应用(例如，动脉、静脉、毛细血管)而变化。例如，管状主体12可以被设计为刚好放入包含堵塞的血管中。在被配置用于处置腿部的动脉中的血栓的实施例中，管状主体12具有在约0.060英寸与约0.075英寸之间的外径。在另一实施例中，管状主体12具有为约0.071英寸的外径。在某些实施例中，管状主体12具有大致105厘米的轴向长度，尽管对其他应用而言可以适用其他长度。管状主体12不限于管状形状，并且可以为适合于插入到身体的血管中的任意其他形状。
管状主体12的能量递送段18优选地包括比构成管状主体12的近侧区域14的材料薄的材料，或者包括具有更大声学透明度的材料。较薄的材料一般比较厚的材料具有更大的声学透明度。针对能量递送段18合适的材料包括但不限于高或低密度聚乙烯、聚氨酯、尼龙等。在其他实施例中，能量递送段18可以由与近侧区域14相同的材料或相同厚度的材料形成。
管状主体12的远侧区域15可以包括一个或多个成像元件205和/或一个或多个功能流元件207。在某些实施例中，功能流元件207被安置在管状主体12上，使得一个功能流元件207在另一功能流元件207的远侧。这允许人们确定在血管的长度两端的血压和流量上的差异。后文更加详细地描述了功能流元件以及使用从功能流元件207获得的信息的方法。成像元件205可以部分地围绕或完全围绕管状主体12。当完全围绕管状主体12时，成像元件205提供对身体管腔的圆周成像。
管状主体12的材料可以具有从近侧部分到远侧部分的变化的厚度。该变化的厚度可以为逐渐的或分段的。在某些实施例中，管状主体12被划分成具有变化的硬度的至少三段。第一段，其优选地包括近侧区域14，具有相对较高的硬度。第二端，其被定位在在管状主体12的近侧区域14与远侧区域15之间的中间区域，具有相对较低的硬度。该配置进一步便于导管系统10的移动和放置。第三段，其优选地包括能量递送段18，一般具有比第二段更低的硬度。
图2图示了管状主体12沿图1中的线2-2采取的横截面。在图2中图示的实施例中，将三个流体递送管腔30并入管状主体12中。在其他实施例中，能够将更多或更少的流体递送管腔并入管状主体12中。流体递送管腔被配置为将药物(例如，抗凝血药物)递送到处置部位并且也可以起作用为冷却能量源。流体递送管腔30的布置优选地提供穿过管状主体12的空心中央管腔51。管状主体12的横截面，如图2中所图示的，优选地沿导管10的长度基本恒定。因此，在这样的实施例中，在导管10的近侧区域14和远侧区域15两者中，包括能量递送段18，实质上存在相同的横截面。
在某些实施例中，中央管腔51具有大于约0.030英寸的最小直径。在另一实施例中，中央管腔51具有大于约0.037英寸的最小直径。在一个优选的实施例中，流体递送管腔30具有为约0.026英寸宽乘约0.0075英寸高的尺寸，尽管在其他应用中可以使用其他尺寸。
如上文所描述的，中央管腔51优选地延伸通过管状主体12的长度。如图1中所图示的，中央管腔51优选地具有远侧出口端口29和近侧进入端口31。近侧进入端口31形成后端衬套33的部分，所述后端衬套33被附接到导管10的近侧区域14。后端衬套33优选地还包括冷却流体配件46，所述冷却流体配件46被液压连接到中央管腔51。后端衬套33优选地也包括治疗性化合物入口端口32，所述治疗性化合物入口端口32与流体递送管腔30液压连接，并且所述治疗性化合物入口端口32能够经由诸如鲁尔配件的衬套被液压耦合到治疗性化合物的源。
图3A图示了根据另一实施例，管状主体12沿图1中的线2-2采取的横截面。如图3A中所示，管状主体12还包括成像管腔200，所述成像管腔200被配置为容纳用于对身体管腔进行成像的设备。例如，与诸如驱动轴的细长构件219可操作地相关联的一个或多个成像元件218能够被引入到成像管腔200中。在图3B中示出了细长构件219以及一个或多个成像元件218。(一个或多个)成像元件218可以在成像管腔200内被纵向平移和/或旋转。(一个或多个)成像元件218能够部分围绕或完全围绕细长构件219。当成像元件218完全围绕细长构件219时，它们能够提供对身体管腔的圆周成像，而不需要旋转。备选地，成像元件218可以仅部分围绕细长构件218，并且在这样的实施例中，细长构件219可以被旋转以提供圆周成像。后文更加详细地描述了成像元件的类型。在某些实施例中，细长构件219可移动通过与成像管腔200相关联的出口端口超过管状主体12的远侧端部以外。这允许成像元件218在管状主体12的远侧端部以外进行成像，并且有利地允许成像元件获得血管中管状主体12可能由于其大小而未放入的区域中的图像。
中央管腔51被配置为容纳细长内芯34，例如图4中所图示的。细长内芯34优选地包括近侧区域36和远侧区域38。近侧衬套37在近侧区域36的一端处被装在内芯34上。一个或多个超声辐射构件被安置在被定位在远侧区域38内的内芯能量递送段41内。超声辐射构件形成用于生成破碎血管内的堵塞的能量的超声组件42，这将在下文更加详细地描述。如图4中所示，细长内芯34也可以包括一个或多个成像元件202。成像元件能够用于对血管表面进行成像，以便引导内芯能量递送段41在处置部位处的放置。成像元件202能够部分围绕或完全围绕细长内芯34的主体。当成像元件202完全围绕内芯34的细长主体时，它们能够无需旋转地提供对身体管腔的圆周成像。备选地，细长内芯34能够被配置为旋转，并且在这方面，部分地围绕内芯的成像元件也可以用于随着细长内芯34旋转而提供对身体管腔的圆周成像。成像元件202也能够用于在对用于溶解堵塞的能量(例如，超声)的施加之后测量处置部位。
如在图5中图示的沿图4中的线4-4采取的横截面中所示，内芯34优选地具有圆柱形形状，具有准许内芯34经由近侧进入端口31被插入到管状主体12的中央管腔51中的外径。内芯34的合适的外径包括但不限于约0.010英寸至约0.100英寸。在另一实施例中，内芯34的外径在约0.020英寸与约0.080英寸之间。在又另一实施例中，内芯34具有为约0.035英寸的外径。
仍然参考图5，内芯34优选地包括容置超声组件42的圆柱形外本体35。超声组件42包括在图6至图8D中更加详细地描述的布线以及超声辐射构件，使得超声组件42能够从内芯34的能量递送段41辐射超声能量。超声组件42被电气连接到后端衬套33，在后端衬套33处内芯34能够经由(图1中所图示的)线缆45被连接到控制电路100。优选地，电气绝缘灌封材料43填充内芯34，围绕超声组件42，因此防止超声组件42相对于外本体35的移动。然而，超声组件42可以以任意合适的方式被固定在内芯内。例如，超声组件42可以被固定到内芯34的圆柱形外本体35的管腔形内表面。在一个实施例中，外本体35的厚度在约0.0002英寸与0.010英寸之间。在另一实施例中，外本体35的厚度在约0.0002英寸与0.005英寸之间。在又另一实施例中，外本体35的厚度为约0.0005英寸。
在其中内芯34包括一个或多个成像元件202的实施例中，成像元件202的布线——其将成像元件202连接到成像系统——能够被设置在电气绝缘的灌封材料内或内芯34的管腔内。
在优选的实施例中，超声组件42包括被划分成一个或多个组的多个超声辐射构件。例如，图6和图7为图示用于连接五组超声辐射构件40以形成超声组件42的一种技术的示意性布线图。如图6中所图示的，超声组件42包括彼此电气连接的五组G1、G2、G3、G4、G5超声辐射构件40。五个组也被电气连接到控制电路100。
超声组件42发射通过纵向压力或压缩波传递的超声能量用于对堵塞的处置。超声能量能够作为连续波或脉冲波来发出，取决于具体应用的要求。额外地，超声能量能够以具有各种形状的波形来发出，例如正弦波、三角波、方波，或其他波形。超声能量包括声波。在某些实施例中，超声能量具有在约20kHz与约20MHz之间的频率。例如，在一个实施例中，该波具有在约500kHz与约20MHz之间的频率。在另一实施例中，该波具有在约1MHz与约3MHz之间的频率。在又另一实施例中，该波具有为约2MHz的频率。平均声功率在约0.01瓦特与300瓦特之间。在一个实施例中，平均升功率为约15瓦特。用于堵塞溶解的超声能量的量可以不同于超声成像元件用于对管腔状表面进行成像的超声能量的量。
超声组件42的超声辐射构件可以包括能够产生用于治疗目的的超声能量的任意装置。例如，在一个实施例中，超声辐射构件包括超声换能器，所述超声换能器将电能转换成超声能量。用于从电能生成超声能量的超声换能器的合适范例包括但不限于压电陶瓷振荡器。压电陶瓷通常包括晶体材料，例如石英，其在对材料施加电流时改变形状。该形状上的改变——通过振荡驱动信号使其振荡——创建了超声波。在其他实施例中，超声能量能够由远离超声辐射构件的超声换能器来生成，并且超声能量能够经由例如被耦合到超声辐射构件的电线来传输。
仍然参考图6，控制电路100优选地包括，除其他以外，电压源102。电压源102包括正极端子104和负极端子106。负极端子106被连接到共用电线108，所述共用电线108串联五组G1-G5超声辐射构件40。正极端子104被连接到多条电引线110，每条电引线连接到五组G1-G5超声辐射构件40中的一组。因此，在该配置下，五组G1-G5中的每组——在图7中图示了它们中的一组——经由电引线110中的一条被连接到正极端子104，并且经由共用电线108被连接到负极端子106。
现在参考图7，每个组G1-G5包括多个超声辐射构件40。超声辐射构件40中的每个被电气连接到共用电线108，并且经由两条正极接触线112中的一条被连接到电引线110。因此，当如图示布线时，恒定的电压差将被施加到一组中的每个超声辐射构件40。尽管图7中图示的组包括十二个超声辐射构件40，但是本领域普通技术人员将认识到，一组中能够包括更多或更少的超声辐射构件40。同样地，图6中图示的超声组件42内能够包括比五组更多或更少的组。
图8A图示了用于将(如图5中示意性地图示的)超声组件42的部件布置到(如图4中示意性地图示的)内芯34中的一种优选的技术。图8A为取自图6中组G1内的超声组件42的横截面视图，如通过四条电引线110的存在所指示的。例如，如果超声组件42的横截面视图取自图6中的组G4内，则仅存在一条电引线110(亦即，连接组G5的一条电引线)。
仍然参考图8A，共用电线108包括与一对超声辐射构件40电气接触的一片细长、平坦的导电材料。超声辐射构件40中的每个也与正极接触线112电气接触。由于共用电线108被连接到负极端子106，并且正极接触线112被连接到正极端子104，因此能够在每个超声辐射构件40两端创建电压差。电引线110优选地与超声组件42的其他部分分开，因此防止对如上文所述的超声辐射构件40的操作的干扰。例如，在一个优选的实施例中，内芯34填充有绝缘灌封材料43，因此阻止在超声组件42的各个部件之间不想要的电接触。
图8B和图8C图示了图8A的内芯34分别沿线7B-7B和7C-7C采取的横截面视图。如图8B中所图示的，超声辐射构件40沿共用电线108成对安装。超声辐射构件40通过正极接触线112被连接，使得对每个超声辐射构件40施加基本相同的电压。如图8C中所图示的，共用电线108优选地包括能够在其上安装超声辐射构件40的广泛区域108W，因此降低了成对的超声辐射构件40将同时短路的可能性。在某些实施例中，在广泛区域108W以外，共用电线108可以具有更常规的、圆形的电线形状。
在修改的实施例中，例如在图8D中所图示的，共用电线108在被固定在内芯34内之前被绞合形成螺旋形状。在这样的实施例中，超声辐射构件40在多个径向方向上取向，因此使结果得到的超声能量场的径向均匀性增强。
本领域普通技术人员将认识到，上文描述的布线布置能够被修改为允许每组G1、G2、G3、G4、G5得以独立地供电。具体地，通过在控制系统100内针对每个组提供单独的电源，每个组能够被独立地开启或关闭，或者能够利用个体化的电源来驱动。这提供了允许在处置部位中处置完成的区域中“关闭”超声能量的递送的优点，因此防止了对患者施加有害的或不必要的超声能量。
上文描述的并且在图6至图8中图示的实施例图示了在空间上成组的多个超声辐射构件。亦即，在这样的实施例中，某个组内的超声辐射构件全部被彼此邻近地安置，使得当单个组被激活时，在超声组件的特定长度处递送超声能量。然而，在修改的实施例中，某个组的超声辐射构件可以被彼此间隔开，使得在某个组内的超声辐射构件不被彼此邻近地安置。在这样的实施例中，当单个组被激活时，能够从能量递送段的更大的被间隔开的部分递送超声能量。这样的修改的实施例中可以在以下应用中是有利的：即，在其中期望将较少聚焦的、更为散开的超声能量场递送到处置部位。
在优选的实施例中，超声辐射构件40包括矩形锆钛酸铅(“PZT”)超声换能器，其具有为约0.017英寸乘约0.010英寸乘约0.080英寸的尺寸。在其他实施例中，可以使用其他配置。例如，在其他实施例中能够使用盘形超声辐射构件40。在优选的实施例中，共用电线108包括铜，并且为约0.005英寸厚，尽管在其他实施例中能够使用其他导电材料和其他尺寸。电引线110优选地为36规格电导体，同时正极接触线112优选为42规格电导体。然而，本领域普通技术人员将认识到在其他实施例中能够使用其他电线规格。
如上文所描述的，针对超声辐射构件40的合适的频率包括但不限于从约20kHz至约20MHz。在一个实施例中，频率在约500kHz与20MHz之间，并且在另一实施例中频率在约1MHz与3MHz之间。在又另一实施例中，超声辐射构件40以为约2MHz的频率来操作。
在实践中，管状主体12通过中央管腔51容纳细长内芯34。图9A图示了被安置在管状主体12内的内芯34。为了清楚省略了在图8A中提供的超声组件42的细节。如上文所描述的，内芯34能够在管状主体12的中央管腔51内被滑动，从而允许内芯能量递送段41被安置在管状主体能量递送段18内。例如，在优选的实施例中，构成内芯能量递送段41、管状主体能量递送段18以及灌封材料43的材料全部包括具有相似的声学阻抗的材料，从而使在材料界面两端的超声能量损失最小化。
图9A还图示了流体递送端口58在管状主体能量递送段18内的放置(也参见图12B以观看流体递送端口)。如所图示的，从流体递送管腔30通过管状主体12形成孔或狭缝，从而准许流体从流体递送管腔30流动到处置部位。流体递送端口允许药物和其他治疗性化合物被递送到处置部位中。因此，被耦合到入口端口32的治疗性化合物的源提供液压，所述液压驱动治疗性化合物通过流体递送管腔30并且到流体递送端口58外。
流体递送端口58和流体递送管腔30能够被布置为许多不同配置。通过在管状主体12的圆周周围均等地间隔流体递送管腔30，如图9A中所图示的，能够实现治疗性化合物在管状主体12的圆周周围基本均等的流动。另外，流体递送端口58的大小、位置和几何形状能够被选择为提供从流体递送管腔30到处置部位的均匀流体流。例如，在一个实施例中，更接近能量递送段18的近侧区域的流体递送端口58具有比更接近能量递送段18的远侧区域的流体递送端口58更小的直径，从而允许流体在整个能量递送段18上的均匀递送。
例如，在其中流体递送端口48具有沿管状主体12的长度相似大小的一个实施例中，流体递送端口58具有在约0.0005英寸至约0.0050英寸之间的直径。在其中流体递送端口58的大小沿管状主体12的长度改变的另一实施例中，流体递送端口58具有在能量递送段18的近侧区域中为在约0.001英寸至约0.005英寸之间的直径，以及在能量递送段18的远侧区域中为在约0.005英寸至约0.0020英寸之间的直径。在邻近的流体递送端口58之间大小的增加取决于构成管状主体12的材料，以及流体递送管腔30的大小。能够通过冲压、钻孔、灼烧或烧蚀(例如利用激光)，或者通过任意其他合适的方式在管状主体12中创建流体递送端口58。也能够通过增大朝向管状主体12的远侧区域15的流体递送端口58的密度来增加沿管状主体12的长度的治疗性化合物流量。应当认识到，提供从流体递送端口58到处置部位的非均匀流体流量可能是合乎期望的。在这样的实施例中，流体递送端口58的大小、位置和几何形状能够被选择为提供这样的非均匀流体流量。
仍然参考图9A，内芯34在管状主体12内的放置还限定一个或多个冷却流体管腔44。冷却流体管腔44被形成在内芯34的外表面39与管状主体12的内表面16之间。在某些实施例中，冷却流体通过近侧进入端口31被引入，使得冷却流体流得以产生通过冷却流体管腔44并且出远侧出口端口29(参见图1)。冷却流体管腔44优选地绕管状主体12的圆周均等间隔(亦即，针对三管腔配置以大致120°的增量)，从而提供在内芯34上均匀的冷却流体流量。这样的配置对要移除在处置部位处不想要的热能而言是期望的。如下文将解释的，冷却流体的流速和超声组件42的功率能够被调节为维持内芯能量递送段41的温度在期望的范围内。
在优选的实施例中，能够在管状主体12内旋转或移动内芯34。具体地，内芯34的移动能够通过在保持后端衬套33固定的同时操纵近侧衬套37来实现。内芯外本体35至少部分地由这样的材料构建：所述材料提供足够的结构支撑以准许内芯34在管状主体12内的移动而没有管状主体12的扭结。额外地，内芯外本体35优选地包括具有传递扭矩的能力的材料。针对内芯外本体35的合适材料包括但不限于，聚酰亚胺、聚酯、聚氨酯、热塑性弹性体以及编织的聚酰亚胺。
当内芯34旋转时，该旋转同样地引起被设置在内芯34内的超声组件42的旋转。这么做时，内芯34的旋转引起超声组件42的多个超声辐射构件40以比没有旋转时可能的更高的频率发出更高的超声能量。在旋转时该更高的频率相比较从固定元件获得的较低频率，增加了超声组件更快地驱动溶栓药物和其他物质到凝块中的能力。内芯34的旋转还增强了从被定位在内芯上的一个或多个成像元件202获得的成像，这是因为成像元件202的旋转增大了所获得的成像数据的分辨率，并且允许对管腔表面的圆周成像。在这些旋转实施例中，超声组件、成像元件和功能流元件的信号线(其将超声组件、功能流元件、成像元件连接到电源和控制系统)可以被耦合到光学和/或电子回转接头。回转接头提供被耦合到超声组件、成像元件和功能流元件的信号线的远侧旋转，同时信号线的近侧部分被耦合到电源并且控制系统维持固定。电子和光学回转接头是本领域已知的。例如，针对示范性的光学回转接头，参见共同受让的美国专利公开号20130223789。
在某些实施例中，超声组件42与一个或多个冷却元件相关联，以实现冷却并防止超声组件42的过热。冷却元件能够与被引入到冷却流体管腔44中的冷却流体组合操作，或者被用作冷却流体的备选物。在一个实施例中，冷却元件被耦合到超声组件42的每个超声辐射构件40。备选地，冷却元件被耦合到两个或更多个超声辐射构件40或者整个超声组件42，使得冷却元件得以共享。在某些实施例中，(一个或多个)冷却元件被耦合到超声组件的衬背并且与超声组件一起被安置在内芯34内并且被灌封材料43围绕。如果灌封材料未被用于围绕超声组件42(例如当超声组件42被固定抵靠内芯42的一侧时)，则冷却元件被耦合到超声组件42的背衬并且被设置在内芯34内。(一个或多个)冷却元件可以为吸热设备、热电冷却器，或它们的组合，它们在后文得以更加详细地描述。
吸热设备为被动交换器，其通过将热消散到围绕介质中来冷却设备。根据某些实施例，围绕介质为内芯34的绝缘灌封材料43(例如，当超声换能器组件42如图5中被固定在绝缘灌封材料43中时)。备选地，围绕介质可以为冷却流体(例如，当内芯34限定中空管腔并且超声组件42被附接到内芯的管腔表面或以其他方式被稳定化/安置在内芯的远侧部分内时)。通常，冷却流体为生理盐水。
吸热设备自身可以为一个或多个导热元件，其沿内芯34的轴从远侧超声组件42(即，从超声辐射构件40中的一个或多个)向近侧延伸。导热元件防止热在超声辐射构件40的位置处聚集，而是允许热沿导热元件行进并在灌封材料43或其他消散介质(例如，生理盐水流体)内消散。导热元件可以延伸内芯的整个长度，或者延伸内心的部分长度。
根据一些实施例，导热元件可以包括散热片。散热片可以被附接到超声换能器的背衬。散热片包括从目标延伸的一个或多个表面以增加到或从环境的热传递的速率，从而通过热的消散来冷却目标。备选地，导热元件包括一股或多股导热材料。这些股可以为编织的、缠绕的(例如，螺旋配置)，或二者的组合。合适的导热材料包括银、金、镍、钢、铜、铂以及它们的组合。吸热设备的优点是散布来自超声组件的聚集的热并通过导管的更大面积来消散该热的能力。
图15A示出了内芯34沿如图4中描绘的纵向线y的横截面。如图15A中所示，超声组件的超声辐射构件40被耦合到吸热设备351(被示为编织的导热元件，但吸热设备备选地能够为散热片)。吸热设备351通过将热从超声辐射构件40传递并通过沿内芯34的长度从超声辐射构件40向近侧延续的吸热设备351来冷却超声换能器组件42。吸热设备351可以在内芯34的整个长度上延续或者部分地沿内芯34的长度延续。随着热从超声辐射构件42沿吸热设备351的长度传递，热消散到灌封材料42中。为了简要，在图15A中未示出将功率传输到超声组件的电气连接(例如，图5和图6的共用电线108和电引线110)。图15B图示了与流体消散介质一起使用的备选的吸热设备配置。如图15B中所示，超声组件42被耦合到内芯34的圆柱形本体35的内管腔表面。内芯34限定一管腔360用于容纳冷却流体作为消散介质。超声组件被耦合到吸热设备351(被示为编织的导热元件，但备选地能够为散热片)。冷却流体被引入到内芯34的管腔360中并且被驱动通过管腔360(如由箭头362所指示的)。吸热设备351然后将热从超声组件42消散到冷却流体中。
热电冷却元件通过对珀耳帖效应的使用以创建热通量来提供对传感器和设备的局部化冷却。热电冷却元件包括被两条或更多条半导体电线355分开的第一衬底和第二衬底(例如，交替的p型和c型)，如图15A中所示。当半导体电线通过正极电源和负极电源被彼此连接时，热从第一衬底被传递(这实现对第一衬底的冷却)到第二衬底(这实现对第二衬底的加热)。半导体电线355可以在导管系统10的近侧端部14处被耦合到正极电源和负极电源。经加热的衬底通常与起作用为使热消散离开第二衬底的吸热设备相关联。如本文中所使用的热电冷却元件的衬底能够被耦合到或被形成为超声辐射构件42的背衬的部分。优选地，冷却衬底被直接耦合到超声辐射构件背衬，并且经加热的衬底被耦合到吸热设备，如上文所描述的。热电冷却元件与吸热设备的组合理想地在安全地沿内芯34的长度消散热的同时冷却超声组件。图16描绘了从与吸热设备组合的热电冷却元件两者形成的冷却元件的简化图。如所示，热电冷却器被夹在超声辐射构件与吸热设备之间。
在又其他的实施例中，导管10还包括被安置在远侧出口端口29处的阻塞设备(未示出)。阻塞设备优选地具有减小的内径，该内径能够容纳导丝，但小于中央管腔51的内径。因此，防止内芯34延伸通过阻塞设备并到远侧出口端口29外。例如，针对阻塞设备的合适的内径包括，但不限于，约0.005英寸至约0.050英寸。在其他实施例中，阻塞设备具有封闭的端部，因此防止冷却流体离开导管10，而是再循环到管状主体12的近侧区域14。这些冷却流体流动配置以及其他冷却流体流动配置准许被提供到超声组件42的功率与冷却流体流速成比例地增加。额外地，某些冷却流体流动配置能够减少患者的身体对冷却流体的暴露。
在某些实施例中，如图9A中所图示的，管状主体12还包括一个或多个温度传感器20，它们优选地被定位在能量递送段18内。在这样的实施例中，管状主体12的近侧区域14包括温度传感器电引线(未示出)，其能够被并入(图1中图示的)线缆45中。合适的温度传感器包括，但不限于，温度感测二极管、热敏电阻、热电偶、电阻温度检测器(“RTD”)以及使用热致变色液晶的光纤温度传感器。合适的温度传感器20几何形状包括，但不限于，点、片或条。温度传感器20能够被安置在流体递送管腔30中的一个或多个内，和/或冷却流体管腔44中的一个或多个内。
图10图示了用于电气连接温度传感器20的一个实施例。在这样的实施例中，每个温度传感器20均被耦合到共用电线61并且与个体回线62相关联。相应地，n+1条电线能够用于独立地感测在n个不同的温度传感器20处的温度。在特定温度传感器20处的温度能够通过闭合开关64以完成该热电偶的个体回线62与共用电线61之间的电路来确定。在其中温度传感器20包括热电偶的实施例中，温度能够从使用例如感测电路63的电路中的电压来计算，所述感测电路63能够被定位在外部控制电路100内。
在其他实施例中，每个温度传感器20均被独立地布线。在这样的实施例中，2n条电线穿过管状主体12，以独立地感测在n个独立的温度传感器20处的温度。在又其他的实施例中，管状主体12的柔性能够通过使用基于光纤的温度传感器20得以改善。在这样的实施例中，柔性能够因仅n个光纤构件被用于感测在n个独立的温度传感器20处的温度而得以改善。
备选或额外于一个或多个温度传感器20，管状主体12还包括一个或多个功能流元件207(参见图1和图9B)。功能流元件207可以包括压力传感器和/或流量传感器，其可以用于获得在身体管腔内的功能流数据。压力传感器能够获得压力测量结果并且流量传感器能够获得血管内的速度测量结果。测量并比较压力和流量两者的能力显著地改善了人们监测堵塞溶解流程的成功的能力。另外，功能流元件207可以被有利地用于确定堵塞的位置，以及因此针对用于堵塞溶解的超声治疗的理想位置。后文更加详细地描述了用于从功能流元件207获得功能流数据的技术(例如，冠状动脉血流储备、血流储备分数，以及压力-容量(P-V)曲线/循环)。
在另外的方面中，本发明的导管系统10包括一个或多个溶解元件。所述一个或多个溶解元件可以包括一个或多个球囊元件、一个或多个加热元件、一个或多个蒸汽元件，以及它们的组合。这些溶解元件在后文得以描述。根据某些实施例，溶解元件与溶栓剂、药物，或其他基于试剂的用于溶解的机制分开，但可以额外于溶栓剂、药物或其他基于试剂的用于溶解的机制来使用。
在一些实施例中，本发明的导管系统10包括一个或多个蒸汽元件。蒸汽管腔被用于将蒸汽分散到堵塞中。来自蒸汽的热帮助软化凝块，并且甚至可以辅助机械破碎凝块。蒸汽可以在来自导管系统10的内芯34的能量(例如，超声)的施加之前、期间或之后被分散。在某些实施例中，蒸汽中包含血栓溶解剂，并且将血栓溶解剂分散到凝块中。
一个或多个蒸汽管腔可以与管状主体12的流体递送管腔30相同或不同。当蒸汽管腔与流体递送管腔30相同时，在近侧区域14处被连接到流体递送管腔30的治疗性化合物入口端口32(图1)可以与能够将液体转化成蒸汽以供递送到管腔30中的流体/蒸汽源相关联。蒸汽从流体递送管腔30发出通过管状主体12的管状主体能量递送段18内的流体递送端口58(例如参见图12B)。在某些实施例中，在流程期间根据期望，流体/蒸汽源在递送整体与流体通过流体递送管腔30之间交替。
备选地，蒸汽管腔不同于流体递送管腔30。如图9C中所示，管状主体12包括一个或多个管腔210以将蒸汽递送出管状主体12并且到血管内的阻塞中。蒸汽管腔210可以被用作流体递送管腔30的备选(例如代替流体递送管腔)，或者蒸汽管腔210可以与流体递送管腔30联合使用。蒸汽管腔210与在管状主体12的远侧部分15处的一个或多个出口端口212相关联，并且在近侧端部14处被耦合到蒸汽源(类似于上文描述的被耦合到流体递送管腔的流体源)。尽管未示出，但蒸汽管腔210被耦合到近侧端口(类似于图1中所示的治疗性化合物入口端口32)，所述近侧端口耦合到蒸汽源。
在某些实施例中，蒸汽中包含血栓溶解剂以及其他药品。在这些实施例中，溶栓性蒸汽辅助破碎血栓和/或斑块。溶栓性蒸汽可以在超声能量的施加之前、期间或之后被引入到阻塞中。在其他实施例中，从蒸汽管腔210递送的蒸汽与被单独引到流体递送管腔30外的血栓溶解剂联合使用。例如，血栓溶解剂从流体递送管腔30被引入到阻塞中，其后蒸汽被引入到血管中以进一步驱动血栓溶解剂到凝块中。
在一些实施例中，本发明的导管系统10还包括球囊元件302，所述球囊元件302与管状主体12的管状主体能量递送段18可操作地相关联。球囊元件302可以在被定位在远侧递送段18上的流体递送端口58(和/或蒸汽递送端口)近侧或远侧。图13A图示了具有球囊302的导管系统10的实施例。如所描绘的，导管系统10包括被定位在管状主体12的流体递送端口58之间的球囊。球囊302可以如图13B中所示被充气。当被充气时，球囊302服务于辅助破碎和/或压迫血管内的堵塞。优选地，球囊302是由对声学能量透明的材料形成的，使得其允许从细长内芯34发出的治疗能量传输通过球囊302。球囊302可以被耦合到一个或多个球囊管腔，所述一个或多个球囊管腔将流体或其他物质递送到球囊中用于充气。在图13C中所示的一个实施例中，球囊302与冷却流体管腔44可操作地相关联，并且冷却流体管腔44将流体递送到球囊302中用于膨胀，同时为冷却细长内芯34的超声换能器组件42的兼用目的服务。图13C图示了管腔内设备10沿图13A的线b的横截面。如图13C中进一步所示，冷却流体通过端口305离开冷却管腔44，以填充球囊302的内部307，从而为球囊302充气。
在另外的实施例中，导管系统10可以额外地包括被定位在管状主体12上或被耦合到管状主体12的一个或多个加热元件321。(一个或多个)加热元件321将热，例如消融热，直接施加到堵塞。(一个或多个)加热元件321能够被直接定位在管状主体12上或与管状主体12相关联的球囊上(例如，球囊302)。尤其地，加热元件321可以被定位在管状主体12或球囊的一侧上，用于加热平行于管状主体的凝块/粥样物质，和/或加热元件321可以被定位在远侧端部，用于加热在管状主体前方的凝块/粥样物质。加热元件321能够与对来自内芯34的超声组件42的能量的施加同时地，或者在对来自内芯34的超声组件42的能量的施加之间间歇地，施加热。图14A图示了具有被设置在管状主体12上的一个或多个加热元件321的导管系统10的实施例。如所示，加热元件被分散在流体递送端口58周围。图14B图示了具有被设置在管状主体12的球囊302上的一个或多个加热元件321的导管系统10的实施例。
在特定的实施例中，与管状主体12相关联的一个或多个加热元件321为电极。该电极可以经由沿管状主体的长度延续的电线被连接到能量源。电极能够被布置为沿消融工具的许多种不同样式。例如，电极可以被定位在消融工具的远侧端部上。另外，电极可以具有多种不同形状和大小。例如，电极能够为导电板、导电环、导电回路，或导电线圈。加热元件321可以部分地或完全地围绕管状主体12的圆周。另外，加热元件321可以形成沿管状主体12的长度的纵向面板。
电极在管腔内设备10的近侧端部处被连接到能量源，所述能量源向电极提供能量。在某些实施例中，被供应到电极的能量为消融能量。所述消融能量可以用于溶解血管内的堵塞。要消融血液凝块和/或粥样斑所必需的能量能够从若干不同的源来提供，包括射频、激光、微波、超声以及直流电的形式(高能、低能以及fulgutronization流程)。射频(RF)已经变成用于消融流程的优选能量源。任意能量源均适合与加热元件321一起使用。优选地，在流程或从内芯34的超声组件42施加的能量的施加期间，所选取的能量源不使对血管的成像中断。加热元件可以用于能量的单极或双极施加。针对单极能量的递送，在导管杆上，或在患者的皮肤上，使用地电极，例如地电极垫。针对双极能量的递送，邻近的电极被轴向偏移，以允许在邻近的圆周(轴向偏移的)电极之间引导双极能量。在其他实施例中，电极可以被布置在球囊302周围的带中，以允许在邻近的远侧电极与近侧电极之间引导双极能量。在来自加热元件的热的施加期间，处置区通常被提升到50℃或更高，例如55℃或更高，例如60℃或更高，例如65℃或更高，例如70℃或更高。在一些实施例中处置区被加热到约65℃，例如68℃。
一旦管腔内设备10的管状构件12被安置在处置区内(例如利用成像元件和/或功能流元件来引导)，则加热元件321可以被接合为对血液凝块或粥样物质施加能量。当加热元件321被定位在球囊302的表面上时，球囊302可以在能量到加热元件321的施加之前被充气。大多数处置是在1至6瓦特范围内，并且被执行0.5至6秒的持续时间。对温度传感器(例如，温度传感器20或被放置在管状主体12上的外部温度传感器)的使用提供健康的周围组织不被过度加热，并且阻塞被充分加热以实现所期望的溶解。在一些实施例中，功率和持续时间也可以被门控，以确保所递送的能量不对围绕阻塞的组织引起严重损伤。
在某些实施例中，加热元件321为激光器(例如，准分子激光器)。在这些实施例中，激光器被配置为消融在管状主体12的远侧顶端前方的粥样物质。激光器可以与图14A-图14B中所示的加热元件联合使用。激光器包括被设置在导管10的管状主体12内的一条或多条光纤，并且光纤具有被定位在管状主体12的远侧端部上的活动端部。利用被定位在远侧端部上的激光器，导管10能够消融被定位在导管10前方的任意堵塞。例如，导管的管状主体，由于其宽度，可能不能够进入堵塞以便将超声组件平行于处置部位进行安置以用于堵塞溶解。在完全慢性阻塞的情况中尤其是这样。在这样的情况中，可能需要在阻塞内形成路径，使得导管10的能量递送段18能够被安置在堵塞内。使用被定位在管状主体12的远侧端部上的激光器，人们有利地能够在管状主体12的前方的堵塞内形成路径，这允许管状主体12移动到堵塞中，以便继续进行对堵塞的治疗能量处置。
图17A描绘了根据某些实施例，具有激光器加热元件321的管状主体12的横截面(图1的线2-2)。如图17A中所示，管状主体12包括激光器管腔604。一条或多条光纤606在激光器管腔中延续，并且终止于管状主体的远侧端部29。光纤606为本领域已知类型的激光器导管，并且被配置为发射激光能量。光纤606在管状主体的近侧端部处被连接到能量源。图17B示出了光纤606的被定位在管状主体12的远侧端部上的活动端部602。活动端部602被配置为发出激光能量以消融管状主体12前方的堵塞。
通过光纤发出的激光能量的水平可以取决于正被消融的堵塞的类型而变化。对大于60mJ/mm2的积分通量并且大于40赫兹的高激光能量的使用具有有效处置重度钙化病灶的特定目标，而小的顶端尺寸允许递送高激光能量而没有过度的气泡形成。可以使用较低的激光能量水平，例如，以40赫兹的60mJ/mm2的积分通量，以消融通过非钙化组织的孔。孔能够通过发出2660个100mJ/mm2积分通量/80赫兹的激光能量的脉冲来快速钻进钙化组织，因此用于消融钙化组织的最快且最好的结果是针对至少80mJ/mm2的积分通量/80赫兹准分子激光器参数设定。激光能量从激光器系统被发射到光纤中。用于将激光能量或其他消融性能量水平发射到光纤中的激光器系统在美国专利号5188632、5423806、50405486673064、5203、5176674、5041108、4993412、5032123和4834093，连同美国公开号2010/0152717中得到更加详细的描述。
在某些实施例中，激光器为准分子激光器。准分子激光器使得能够瓦解靶向的组织，并且能够得到相对纯粹的瓦解，而没有对其他健康组织的过度热损伤。准分子激光器为氟化氩或氯化氪与稀土气体的组合。该组合形成了具有非常短波长的激光束以及因此非常高能量的光子。用于血管内治疗的准分子导管目前是由美国的Spectranetics公司生产的。用于消融冠状动脉或外周动脉中的粥样组织的能量输出具有为60mJ/mm2的积分通量、40赫兹。
根据某些方面，本发明的系统和方法提供了分析功能流数据，以便确定身体管腔内的适当的处置部位，和/或评估堵塞溶解处置有效性(即，在阻塞已经被移除之后评估血流量)。该分析可以基于血管内的压力和流量的阈值水平，所述阈值水平指示血管内的堵塞。例如，阈值水平可以被确立为阐明指示狭窄、血管收缩或其他血管损伤的可接受数据范围。另外，阈值水平可以被确立为将血管内的位置分类为正常或异常。另外，可以针对在正常与异常之间的中间范围确立阈值水平。在一个实施例中，针对功能流数据的参数包括针对冠状动脉血流储备、血流储备分数、压力-容积(P-V)曲线/循环的水平，或它们的组合。与功能流测量结果相关的阈值水平和参数可以由与功能流元件相关联的软件自动确定，或由操作管腔内设备的医生手动确定。
冠状动脉血流储备被定义为充血时的最大冠状动脉流量与正常流量的比率。冠状动脉血流储备表示心肌响应于最大运动而增加血流量的能力。在2或以上的比率被认为是正常的。异常的CFR(在2以下的比率)指示狭窄、血栓、微动脉的异常收缩，以及它们的组合。冠状动脉血流储备测量流量的速度。血流储备分数测量在血管的一部分两端的压力差，以确定血管的收缩的水平或血管内血栓或狭窄的存在是否妨碍了对心脏肌肉的氧气递送。具体地，血流储备分数为在被检查的血管的一部分远侧的压力水平与在被检查的血管的一部分近侧的压力水平的比率。通常一直使用的是0.75至0.80的截断点，其中高值指示非显著的狭窄或收缩，并且低值指示显著的狭窄和病灶。
P-V循环提供用于理解心脏力学的框架。这样的循环能够通过对左心室内的压力和容积的实施测量来生成。能够从这些循环确定若干生理相关的血液动力学参数，例如，心搏量、心输出量、射血分数、心肌收缩性等。要生成针对左心室的P-V循环，在单个心脏周期期间的多个时间点处标绘LV压力对LV容积。狭窄或收缩的存在能够使P-V循环的曲线/形状从正常的P-V循环发生改变。
已经示出，远侧压力和速度测量结果，尤其是关于压降-速度关系，例如，血流储备分数(FFR)、冠状动脉血流储备(CFR)以及组合式P-V曲线，揭示了关于狭窄严重性的信息。例如，在使用中，功能流设备可以被送进到在狭窄的远侧上的位置。然后可以在第一血流状态测量压力和流动速度。然后，流速可以，例如通过使用诸如腺苷的药物而得到显著增加，并且在该第二、充血的血流状态测量压力和流量。然后将在这两种血流状态时的压力与流量关系进行比较，以评估狭窄的严重性并提供针对任意冠状动脉介入的改善的引导。利用组合的压力/流量导丝在相同的位置和相同的时间采取压力和流量测量结果的能力改善了压力-速度循环的准确性，并且因此改善了诊断信息的准确性。
冠状动脉血流储备、血流储备分数，以及P-V循环可能要求在动脉中的不同位置处采取的测量结果。为了提供针对这些参数的测量结果，本发明的系统和方法可以相对于功能流传感器在脉管内的的第二位置，评估在功能流传感器的第一位置处的压力和流量。例如，在被检查的血管的一段的远侧的第一位置，以及在血管的该段的近侧的第二位置。然后相对于一个或多个阈值水平评估在这两个位置上所获得的测量结果，所述一个或多个阈值水平可以用于确定堵塞是否存在于身体管腔内。
示范性的压力传感器和流量传感器在美国专利号6106476、5125137、6551250和5873835中得以描述。
如所讨论的，本发明的管腔内设备可以包括一个或多个成像元件(例如，成像元件202、205和218)。本文后面描述了合适的成像元件。通常，成像元件为成像组件的部件。任意成像组件均可以与本发明的设备和方法一起使用，例如，光声成像装置以及血管内超声(IVUS)。成像元件用于发送信号到成像表面以及从成像表面接收信号，所述信号形成成像数据。管腔内设备10的任意一个部件的成像元件可以不同于任意其他部件。例如，管状主体12的成像元件可以不同于细长内芯34或细长构件219的成像元件。
任意成像组件均可以与本发明的设备和方法一起使用，例如，光声成像装置、血管内超声(IVUS)或光学相干断层摄影(OCT)。成像元件可以为前视成像元件或侧视成像元件。成像元件用于向成像表面发送信号以及从成像表面接收信号，所述信号形成成像数据。后文描述的全部成像元件均可以被耦合到信号线，所述信号线提供功率并且允许到成像元件和来自成像元件的数据传输。通常，信号线被耦合到成像系统，例如，计算机。信号线可以路径通过已经存在于管腔内瓣膜导管系统的部件中的管腔。备选地，所述部件能够被专门设计为具有管腔，其中一个或多个信号线路径通过所述管腔。多管腔导管部件的创建是本领域已知的。
成像组件可以为血管内超声(IVUS)成像组件。IVUS使用被附接在远侧端部处的超声探头。超声探头通常为被圆周安置的换能器的阵列。然而，也设想成像元件可以为旋转的换能器。例如，当穿刺元件被耦合到旋转驱动轴以使得穿刺元件能够旋转时，成像元件可以为旋转的换能器。导管的近侧端部被附接到计算机化的超声装备。IVUS成像元件(即，超声探头)包括利用超声能量(例如，20-50MHz范围)对组织进行成像的换能器，以及收集返回的能量(回波)以创建血管内图像的图像收集器。成像换能器和成像收集器被耦合到延续通过导管的长度的信号线，并且被耦合到计算机化的超声装备。
IVUS成像组件产生超声能量并且接收回波，根据所述回波产生对血管的薄段的实时超声图像。成像元件的成像换能器是由产生20-50Hz的声能的压电部件构建的。成像元件的图像收集器包括单独的压电元件，所述单独的压电元件接收从脉管反射的超声能量。成像组件的备选实施例可以使用相同的压电部件以产生和接收超声能量，例如通过使用脉冲超声。亦即，成像换能器与成像接收器是同一个。另一备选实施例可以并入超声吸收材料以及超声透镜以提高信噪比。
IVUS数据通常是分段搜集的，其中每段表示IVUS图像的角部分。因此，需要多个段(或IVUS数据的集合)来对脉管目标的整个横截面进行成像。此外，IVUS数据的多个集合通常是从脉管目标内的多个位置(例如由在血管内线性移动换能器)搜集的。这多个数据的集合然后能够用于创建多幅二维(2D)图像或一幅三维(3D)图像。
IVUS成像组件以及对IVUS数据的处理在例如Yock的美国专利号4794931、5000185和5313949；Sieben等人的美国专利号5243988和5353798；Crowley等人的美国专利号4951677；Pomeranz的美国专利号5095911，Griffith等人的美国专利号4841977，Maroney等人的美国专利号5373849，Born等人的美国专利号5176141，Lancee等人的美国专利号5240003，Lancee等人的美国专利号5375602，Gardineer等人的美国专利号5373845，Seward等人的“Mayo Clinic Proceedings”(第71卷，第7期，第629-635页，1996年)，Packer等人的Cardiostim Conference 833(1994)，“Ultrasound Cardioscopy”(Eur.J.C.P.E.4(2):193(1994年6月)，Eberle等人的美国专利号5453575，Eberle等人的美国专利号5368037，Eberle等人的美国专利号5183048，Eberle等人的美国专利号5167233，Eberle等人的美国专利号4917097，Eberle等人的美国专利号5135486，美国公开2009/0284332；美国公开2009/0195514A1；美国公开2007/0232933；以及美国公开2005/0249391，以及本领域公知的涉及管腔内超声设备和模态的其他参考文献中得到更加详细的描述。
在其他实施例中，成像组件可以为光学相干断层摄影成像组件。OCT为使用微型近红外发光探头的医学成像方法学。作为光学信号采集与处理方法，其从光学散射媒介(例如，生物组织)内捕获微米级分辨率的三维图像。最近其也已开始被使用在介入心脏病学中以帮助诊断冠状动脉疾病。OCT允许干涉测量技术的应用，以从例如血管内部看，可视化生物个体中的血管的内皮(内壁)。
在Castella等人的美国专利号8108030，Milner等人的美国专利申请公开号2011/0152771，Condit等人的美国专利申请公开号2010/0220334，Castella等人的美国专利申请公开号2009/0043191，Milner等人的美国专利申请公开号2008/0291463，以及Kemp,N.的美国专利申请公开号2008/0180683中总体上描述了OCT系统和方法，这些专利和专利申请中的每个的内容均通过引入被整体并入。
在OCT中，光源将一束光递送到成像设备以对靶组织进行成像。光源能够包括脉冲光源或激光器、连续波光源或激光器、可调谐激光器、宽带光源，或多重可调谐激光器。在光源内的是光学放大器以及可调谐滤波器，其允许用户选择要被放大的光的波长。医学应用中常用的波长包括近红外光，例如，在约800nm与约1700nm之间。
本发明的各方面可以获得来自OCT系统的成像数据，所述OCT系统包括在时域或频(高清)域中操作的OCT系统。时域OCT与频域OCT之间的基本差异在于，在时域OCT中，扫描机构为可移动的反射镜，其在图像采集期间作为时间的函数被扫描。然而，在频域OCT中，没有移动零件并且图像是作为频率或波长的函数被扫描的。
在时域OCT系统中，通过纵向地移动扫描机构，例如参考反射镜，获得干涉谱，以改变参考路径并匹配由于样品内的反射引起的多条光学路径。随时间采样给出反射率的信号，并且行进特定距离的光创建在探测器中的干涉。在样品上横向(或旋转地)移动扫描机构产生二维图像和三维图像。因此，出于本发明的目的的OCT适合与可旋转的细长构件219(图3A-图3B)或可旋转的内芯34一起使用。
在频域OCT中，能够发出一范围的光学频率的光源激励干涉仪，所述干涉仪将从样品返回的光与来自相同源的干涉光束相组合，并且将所组合的光的强度记录为光学频率的函数，以形成干涉谱。对干涉谱的傅立叶变换提供沿样本内的深度的反射率分布。
在文献中描述了频域OCT的若干方法。在谱域OCT(SD-OCT)——有时也称作“谱雷达”(Optics letters，第21卷，第14号，1996年，第1087-1089页)——中，光栅或棱镜或其他器件用于将干涉仪的输出分散成其光学频率分量。使用光学探测器的阵列测量这些被分开的分量的强度，每个探测器接收一光学频率或一分数范围的光学频率。来自这些光学探测器的测量结果的集合形成干涉谱(Smith,L.M.和C.C.Dobson的“Applied Optics 28”(第3339-3342页)，其中到散射器的距离是由功率谱内的波长依赖性条纹间隔决定的。SD-OCT已经使得能够通过分析单个光学探测器的阵列的暴露来确定沿照明轴横布的多个散射器的距离和散射强度，使得不需要在深度上的扫描。通常光源同时发出宽范围的光学频率。
备选地，在扫频源OCT中，通过使用具有可调节光学频率的源来记录干涉谱，其中源的光学频率扫频通过一范围的光学频率，并且记录干涉的光强度作为扫频期间的时间的函数。扫频源OCT的范例在美国专利号5321501中得以描述。
总体上，时域系统和频域系统还能够基于系统的光学布局而在类型上不同：共用束路径系统和差分束路径系统。共用束路径系统发送全部产生的光通过单条光纤，以生成参考信号和样本信号，而差分束路径系统分裂所产生的光，使得光的一部分被导向到样本而其他部分被导向到参考表面。共用束路径系统在美国专利7999938；美国专利7995210；和美国专利7787127得以描述，并且差分束路径系统在美国专利7783337；美国专利6134003；和美国专利6421164中得以描述，这些专利中的每个的内容均通过引用被整体并入本文。
在又另一实施例中，成像组件为光声成像装置。所述光声成像装置包括至少一个成像元件以发送和接收成像信号。在一个实施例中，成像元件包括至少一个声光换能器。在某些实施例中，声光换能器为在光纤内的光纤布拉格光栅。另外，成像元件可以包括具有一个或多个光纤布拉格光栅(声光换能器)以及一个或多个其他换能器的光纤。该至少一个其他换能器可以用于生成声学能量以供成像。声学生成换能器能够为电声换能器或光声换能器。下面更加详细地描述了适合与本发明的设备一起使用的成像元件。
用于成像的光纤布拉格光栅提供了用于测量光束采取的两条路径之间的干涉的手段。部分反射光纤布拉格光栅用于将入射光束分裂成两部分，其中一部分光束沿保持恒定的路径(恒定路径)行进并且另一部分沿用于探测改变的路径(改变路径)行进。两条路径然后被组合以探测射束中的任何干涉。如果路径是相同的，则两条路径组合以形成原始射束。如果路径是不同的，则两部分将彼此相加或相减并形成干涉。光纤布拉格光栅元件因此能够基于接收到的超声或声学能量来感测恒定路径与改变路径之间的改变波长。探测到的光学信号干涉能够用于使用任意常规手段生成图像。
示范性的光声成像组件在美国专利号6659957和7527594，7245789、7447388、7660492、8059923中以及在美国专利公开号2008/0119739、2010/0087732和2012/0108943中得到更加详细的描述。
在某些实施例中，成像元件被设置在球囊之下或球囊的表面上。
成像元件可以为侧视成像元件、前视成像元件，或它们的组合。前视超声组件的范例在美国专利号7736317、6780157和6457365中，以及在Yao Wang、Douglas N.Stephens和Matthew O’Donnellie的“Optimizing the Beam Pattern of a Forward-Viewing Ring-Annular Ultrasound Array for Intravascular Imaging”(Transactions onUltrasonics,Rerroelectrics,and Frequency Control，第49卷，第12号，2002年12月)中得以描述。前视光学相干断层摄影组件的范例在美国公开号2010/0220334，Fleming C.P.、Wang H.、Quan,K.J.和Rollins A.M.的“Real-time monitoring of cardiac radio-frequency ablation lesion formation using an optical coherence tomographyforward-imaging catheter”(J.Biomed.Opt.15，(3)，第030516–030513页，2010年)以及Wang H、Kang W、Carrigan T等人的“In vivo intracardiac optical coherencetomography imaging through percutaneous access:toward image-guided radio-frequency ablation”(J.Biomed.Opt.0001，第16卷，第11期，第110505-110505-3页，doi:10.1117/1.3656966)中得以描述。在某些方面中，成像组件包括侧观和前视功能两者。这些成像组件利用不同频率，其准许成像组件在前视成像信号与侧观成像信号之间进行分隔。例如，成像组件被设计为使得侧面成像端口主要对侧观频率敏感，并且前观成像端口主要对前观频率敏感。该类型成像元件的范例在美国专利号7736317、6780157和6457365中得以描述。
图11至图12C图示了用于使用管腔内设备10的方法。如图11中所图示的，与在典型的血管成形流程中使用的导丝相似的导丝84被导向通过患者的血管86到包含凝块90的处置部位88。导丝可以为成像和/或压力感测导丝，两者在本领域均是已知的。例如，可从Volcano公司(加利福尼亚圣地亚哥)获得的
Figure BDA0000992892120000281
多普勒导丝，具有被安装在顶端的超声换能器并且能够被使用在全部血管中，包括冠状动脉和外周血管两者，以在诊断性的血管造影和/或介入流程期间测量血流速度。高级的导丝，例如
Figure BDA0000992892120000282
能够与所描述的发明一起使用。
导丝84被导向通过凝块90。合适的血管86包括但不限于身体的大的外周血管和小的脑血管。额外地，如上文所提及的，管腔内设备10也具有在各种成像应用中或在用于处置和/或诊断其他身体部分中的其他疾病的应用中的用途。
如图12A中所图示的，使用常规的导丝上技术使管状主体12滑过并沿导丝84被送进。管状主体12的成像元件205可以用于随着管状主体被送进而获得血管表面的实时图像。所获得的成像数据可以用于确定凝块90的位置。额外地或备选地，功能流元件207可以用于确定凝块90的位置。管状主体12被送进直到管状主体12的能量递送段18被安置在凝块90处。根据在管状主体12的远侧端部上包含加热元件的各方面，加热元件可以用于消融在管腔内设备10前方的凝块90，使得管状主体12可以被送进直到能量递送段18被安置在凝块内。在某些实施例中，放射不透明标记物(未示出)被安置为沿管状主体12的能量递送段18，以辅助将管状主体12安置在处置部位88内。
如在图12B中所图示的，然后通过在保持管状主体12固定的同时从导管10的近侧区域14拉动导丝84来将导丝84从管状主体12撤回。这使管状主体12保留为被安置在处置部位88处。
如图12C中所图示的，然后将内芯34插入到管状主体12中直到超声组件被至少部分地安置在管状主体12的能量递送段18内。一旦内芯34得以恰当安置，则激活超声组件42以递送超声能量通过能量递送段18到凝块90。如上文所描述的，在一个实施例中，合适的超声能量是以在约20kHz与约20MHz之间的频率来递送的。
在某些实施例中，超声组件42包括在大致30cm与50cm之间的长度上间隔开的六十个超声辐射构件40。在这样的实施例中，导管10能够用于处置细长凝块90而不要求在处置期间移动或重新安置导管10。然而，应当认识到，在修改的实施例中，能够在处置期间在管状主体12内移动或旋转内芯34。这样的移动能够通过在保持后端衬套33固定的同时操纵内芯34的近侧衬套37来实现。
再次参考图12C，箭头48指示冷却流体流动通过冷却流体管腔44并流出远侧出口端口29。同样地，箭头49指示治疗性化合物流动通过流体递送管腔30并且流出流体递送端口58到处置部位88。
能够在超声能量的递送之前、之后、期间或与超声能量的递送间歇地递送冷却流体。类似地，能够在超声能量的递送之前、之后、期间或与超声能量的递送间歇地递送治疗性化合物。额外地，成像元件205可以用于对超声治疗的进展进行成像，并且功能流元件207可以用于在超声治疗之后验证血液流动的重新建立。因此，能够以与上文描述的多种不同的顺序来执行图11至图12C中图示的步骤。
治疗性化合物和超声能量优选地被施加直到凝块90被部分或完全溶解，其可以利用成像元件205或功能流元件207来证实。一旦凝块90已经被溶解到所期望的程度，则从处置部位88撤回管状主体12和内芯34。
根据某些方面，从功能流元件和/或成像组件收集的数据被传输到成像引擎、功能流引擎或组合的成像/功能流引擎，以供处理以及将经处理的数据递送到用户接口。(一个或多个)成像和功能流引擎可以为成像系统的部分，所述成像系统例如为OCT或超声成像系统、功能流系统，或它们的组合。用于与本发明的导管系统一起使用的合适的组合式成像/功能流系统为来自加利福尼亚Volcano公司的具有IVUS和FFR的Volcano s5/s5i成像系统。该系统也可以用于在流程期间控制功能流和成像组件。
另外，(一个或多个)成像与功能流引擎可以被耦合到用户接口。用户接口可以并入成像/功能流系统。例如，用户与可视接口交互，以观看从成像组件和/或功能流元件接收到的图像。来自用户的输入(例如，参数或选择)被电子设备中的处理器接收。选择能够被绘制到可见显示中。
在图18中图示了被配置为控制成像元件和功能流传感器、处理收集到的数据，并且显示数据的示范性系统。如图18中所示，(一个或多个)成像与功能流引擎859与主工作站433以及任选地服务器413在网络409上通信。成像与功能流引擎的数据采集元件855(DAQ)接收从成像元件和/或功能流元件收集的数据。引擎859对要求显示和用户交互的数据执行必要的计算和处理。在一些实施例中，操作者使用计算机449或终端467控制系统400或接收图像。图像可以使用I/O 454、437或471来显示，所述I/O 454、437或471可以包括监视器。任意I/O可以包括键盘、鼠标或触摸屏以与处理器421、459、441或475中的任一项通信，以例如引起数据被存储在任意有形的、非瞬态存储器463、445、479或429中。服务器413一般包括接口模块425以实现在网络409上的通信或将数据写入数据文件417。
适合于计算机程序的运行的处理器包括，通过范例的方式，通用微处理器和专用微处理器两者，以及任意类型的数字计算机的任意一个或多个处理器。总体上，处理器将从只读存储器或随机存取存储器或两者接收指令和数据。计算机的主要元件为用于运行指令的处理器以及用于存储指令和数据的一个或多个存储器设备。总体上，计算机也将包括，或被操作性地耦合为从用于存储数据的一个或多个大容量存储设备(例如，磁盘、磁光盘，或光盘)接收数据，或将数据传输到用于存储数据的一个或多个大容量存储设备，或进行以上两者。适合于实施计算机程序指令和数据的信息载体包括所有形式的非易失性存储器，通过范例的方式包括半导体存储器设备(例如，EPROM、EEPROM、固态驱动器(SSD)，以及闪存设备)；磁盘(例如，内置硬盘或可移动硬盘)；磁光盘；以及光盘(例如，CD和DVD盘)。处理器和存储器能够通过专用逻辑电路得到补充，或被并入专用逻辑电路中。
为了提供与用户的交互，对导管系统(例如，成像组件和功能流元件)的控制以及对从成像组件和功能流元件收集的数据的操控能够在具有I/O设备的计算机上来实施，例如，CRT、LCD、LED，或用于为用户显示信息的投影设备，以及输入设备或输出设备，例如，键盘和指针设备(例如，鼠标或轨迹球)，用户通过它们能够向计算机提供输入。其他种类的设备也能够用于提供与用户的交互。例如，被提供给用户的反馈能够为任意形式的感觉反馈(例如，视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈)，并且来自用户的输入能够以任意形式来接收，包括声音、语音或触觉输入。
对导管系统(例如，成像组件和功能流元件)的控制和对从成像组件和功能流元件收集的数据的操控能够在计算系统中得以实施，所述计算系统包括后端部件(例如，数据服务器413)、中间件部件(例如，应用服务器)，或前端部件(例如，具有图形用接口454或网络浏览器的客户端计算机449，用户能够通过其与在本文中描述的主题的实施方式交互)，或者这样的后端部件、中间件部件和前端部件的任意组合。系统的部件能够以任意形式的数字数据通信或由数字数据通信的任意介质(例如，通信网络)通过网络409互连。通信网络的范例包括蜂窝网络(例如，3G或4G)、局域网(LAN)以及广域网(WAN)，例如，互联网。
对从成像组件和/或功能流元件收集的数据的处理和用户操控可以通过在引擎859上运行的一个或多个计算机程序和/或与引擎859相关联的一个或多个处理器(413、459、433、475)来实施。一个或多个计算机程序产品包括被有形地实施在信息载体中(例如，在非瞬态计算机可读介质中)的一个或多个计算机程序，以供由成像与功能流数据处理系统(例如，可编程处理器、计算机或多个计算机)运行或控制成像与功能流数据处理系统的操作。计算机成像(也称程序、软件、软件应用、app、宏，或代码)能够以任意形式的编程语言来写入，包括编译或解读语言(例如，C、C++、Perl)，并且其能够被部署为任意形式，包括独立程序或作为模块、部件、子例程，或适合于在计算环境中使用的其他单元。本发明的系统和方法能够包括以本领域已知的任意合适的编程语言来写入的指令，包括但不限于，C、C++、Perl、Java、ActiveX、HTML5、Visual Basic或JavaScript。合适的计算机程序包括Volcano公司的IVUS IMAGING:
Figure BDA0000992892120000311
IVUS成像系统以及FUNCTIONAL MANAGEMENT:
Figure BDA0000992892120000312
压力与流量系统。
计算机程序不是必须对应于文件。程序能够被存储在保存其他程序或数据的文件417的部分中，在专用于考虑中的程序的单个文件中，或在多个协调文件中(例如，存储一个或多个模块、子程序，或代码的部分的文件)。计算机程序能够被部署为在一个计算机上运行，或者在一个部位处的多个计算机或分布在多个部位并由通信网络互联的多个计算机上运行。
文件能够为例如被存储在硬盘驱动器、SSD、CD或其他有形非瞬态介质上的数字文件。文件能够在网络409上从一个设备被发送到另一个(例如，作为例如通过网络接口卡、调制解调器、无线网卡等被从服务器发送到客户端的包)。
根据本发明的写入文件涉及例如通过添加、移除或重新布置颗粒来变换有形的非瞬态计算机可读介质(例如，将净电荷或偶极矩变换成被读/写头磁化的样式)，该样式然后表示关于用户期望的或对用户有用的客观物理现象的信息的新的搭配。在一些实施例中，写入涉及有形的非瞬态计算机可读媒介中的材料的物理变换(例如具有某些光学性质使得光学读/写设备然后能够读取信息的新的且有用的搭配，例如烧制CD-ROM)。在一些实施例中，写入文件包括变换物理闪存装置(例如，NAND闪存设备)以及通过变换由浮栅晶体管制成的存储器元的阵列中的物理元件来存储信息。写入文件的方法是本领域公知的，并且例如能够手动地或通过程序或通过保存来自软件的命令或写入来自编程语言的命令而自动地调用。
通过引用的并入
在本公开内容中已做出对其他文档，例如专利、专利申请、专利公开、期刊、书籍、文章、网页内容的参考和引用。全部这样的文档籍此出于所有目的通过应用被整体并入本文。
等价方案
根据对本文件的完整内容，包括对在本文中引用的科学和专利文献的引用，除本文中示出和描述的那些以外，本发明的各种修改以及其许多另外的实施例，将对于本领域技术人员来说变得明显。本文中的主题包含能够适合于本发明在其各个实施例和等价方案中的实践的重要信息、示范和引导。

Claims (14)

1.一种用于将治疗递送到身体管腔的导管系统，所述导管系统包括：
细长主体，其限定第一管腔并且包括远侧部分；
内部构件，其被配置用于插入到所述第一管腔中，所述内部构件包括被配置为将治疗能量递送到处置部位并且中断所述身体管腔中的阻塞的声学能量源；
溶解元件，其被耦合到所述细长主体的所述远侧部分以与递送治疗能量不同的方式中断所述阻塞；和
冷却元件，其包括用于耦合到所述声学能量源的热电冷却元件和用于将热消散到冷却流体的吸热设备，其中，所述热电冷却元件包括被两条或更多条半导体电线分开的第一衬底和第二衬底，以当所述半导体电线通过正极电源和负极电源被彼此连接时使得热从所述第一衬底被传递到所述第二衬底，所述第二衬底与所述吸热设备相关联，并且，所述第一衬底和所述第二衬底被形成为所述声学能量源的背衬的部分。
2.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述治疗能量为超声能量。
3.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述内部构件被配置为在递送所述治疗能量的同时在所述细长主体内平移。
4.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述内部构件被配置为在递送所述治疗能量的同时在所述细长主体内旋转。
5.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述细长主体限定递送管腔，所述递送管腔提供在被定位在所述细长主体的所述远侧部分处的开口与在所述细长主体的近侧端部的端口之间的流体路径。
6.如权利要求5所述的导管系统，其中，所述递送管腔与在所述细长主体的所述远侧部分处的多个开口流体连通。
7.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述溶解元件包括加热元件。
8.如权利要求7所述的导管系统，其中，所述加热元件包括一个或多个电极。
9.如权利要求7所述的导管系统，其中，所述加热元件包括被设置在所述细长主体的第二管腔内的一条或多条光纤。
10.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述溶解元件为球囊。
11.如权利要求1所述的导管系统，还包括一个或多个功能流元件，其被配置为获得所述身体管腔中的功能流数据。
12.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述溶解元件被定位在所述细长主体的远侧端部上。
13.如权利要求12所述的导管系统，所述溶解元件被配置为从所述远侧端部递送激光能量。
14.如权利要求1所述的导管系统，其中，所述溶解元件不是基于试剂的溶解剂。
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