CN105744902A - 引导式血栓消散导管 - Google Patents

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J·劳因格
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Abstract

本发明的导管系统涉及血管中的阻塞的引导式和通知式溶解。根据特定方面，本发明的导管系统包括：细长主体，其定义第一内腔并且包括远端部分；内部构件，其被配置为插入所述第一内腔，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和定位在所述细长主体的所述远端部分处的成像组件。在一些实施例中，补充或者代替所述成像组件，所述导管系统包括功能流量传感器。

Description

引导式血栓消散导管
相关申请
本申请主张2013年11月18日提交的美国临时申请第61/905430号的权益和优先权，在此通过引用将其并入。
技术领域
本发明总体涉及用于血管内的血栓和其他血管堵塞的引导式和通知式溶解的装置和方法。
背景技术
血栓形成是由血管内的血液凝结或血栓造成的医学状况。血栓常常形成在瓣膜、腿或其他小腹部位中(即深静脉血栓)，但是可能在其他血管中发生。由于异常长期休息，例如当个人在手术之后或遭受虚弱疾病卧床不起时，凝结通常由血液在静脉内的淤积形成。除血栓形成外，动脉粥样硬化是起因于静脉中的堵塞的形成的另一医学状况。动脉粥样硬化是由于沿着动脉壁的动脉粥样化的建立。动脉粥样化沉积可以具有广泛变化的性质，其中一些沉积相对软并且其他是纤维状和/或钙化的。在后者情况中，沉积常常被称为斑块。血栓形成和动脉粥样硬化二者常常存在于静脉中。例如，血栓在动脉粥样硬化斑块周围形成。
血栓的形成和斑块的建立可能导致脑卒中或栓塞，其可能导致严重的健康问题，包括死亡。脑卒中在凝结或斑块阻塞向大脑供血的动脉时发生，因此对大脑组织剥夺氧气。在没有氧气的情况下，大脑细胞开始死亡。栓塞在凝结在身体周围行进并且在器官中容纳自身时发生。例如，肺栓塞是对肺的血液供应的堵塞，其导致严重的低氧和心脏衰竭。
对于一些堵塞而言，利用超声导管的手术介入对于从血管移除血栓、斑块或二者可能是必要的，例如当胆固醇或抗凝血剂药物不能减少堵塞时。在例如美国专利No.6969293和6866670中描述了用于堵塞的溶解的超声导管。利用超声能量对堵塞的移除是复杂的流程，其要求在不损害正常血管壁的情况下移除堵塞所要求的持续时间与能量之间的微妙平衡。
发明内容
本发明认识到，当前声学溶解流程是受限的，因为现有技术超声导管不允许在所述流程期间对所述内腔的可视化或血流特性的评价。在没有可视化的情况下，增加了损害堵塞下面的血管和周围组织的风险。本发明的设备和方法通过提供并入了成像和/或功能流量监测与声学能量导管的系统，减少与声学凝结溶解相关联的风险。这样的系统有利地允许人们在声学能量的施加之前确定所述适当的处置部位并且根据声学处置进展来评价所述血流以确定堵塞溶解何时应当结束。
根据特定方面，本发明的导管系统被设计为评价血管并且在所述血管内递送治疗以便分解阻塞。本发明的系统包括成像元件、功能流量元件(包括压力传感器和流量传感器)或二者以与声学能量源组合以对阻塞进行分解、溶解或消融监测。所述阻塞可以包括血栓、动脉粥样化材料或它们的组合。在特定实施例中，导管系统包括细长主体和内部构件，所述内部构件被配置为插入所述细长主体的内腔中。所述内部构件包括能量源，所述能量源被配置为将治疗能量递送到所述血管内的处置部位。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堵塞(例如血栓和/或动脉粥样化材料)。另外，所述管腔内设备包括在所述流程期间评价血管的成像组件、功能流量元件、或者它们的组合。
在特定实施例中，所述成像组件、功能流量元件、或它们的组合与所述细长主体的远端部分操作地相关联。另外，所述细长主体的所述内核可以包括成像组件、功能流量元件、或它们的组合。所述成像组件可以包括光声换能器、超声换能器或光学相干断层摄影元件。所述成像组件可以包括前视成像元件和/或侧视成像元件。前视成像元件能够对在超过所述细长主体的所述远端的距离的对象进行成像。功能流量元件可以包括诸如压力传感器、流量传感器、和/或温度传感器的数据收集器。
通常地，所述内部构件的所述能量源是声学能量源。所述声学能量源被配置为在血管内递送所述治疗能量。在特定实施例中，所述治疗能量是超声，但是针对所述期望处置可以酌情执行其他水平的声学能量。所述治疗能量可以持续施加或间歇施加到所述处置部位。在所述治疗能量的施加期间，所述内部构件可以在所述细长主体内纵向地平移或在所述细长主体内旋转。
附图说明
图1是根据特定实施例的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截面图；
图3A图示了根据另一实施例的导管系统的截面图；
图3B图示了用于供图3A的导管系统使用的成像构件；
图4图示了根据特定实施例的导管系统的内核；
图5图示了根据特定实施例的内核的截面图；
图6图示了用于供本发明的导管系统使用的超声组件的控制电路；
图7图示了根据特定实施例的用于供本发明的导管系统使用的超声组件的其他控制电路；
图8A-8C图示了根据特定实施例的内核和超声组件的各种截面图；
图8D图示了超声组件的另一配置；
图9A-9C图示了根据各种实施例的导管系统的截面图；
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描绘了针对凝结溶解流程插入血管中的导丝；
图12A-12C提供了如使用在凝结溶解流程中的导管系统的示意性图示；
图13A-13C图示了具有球囊元件的导管系统的实施例；
图14A-14B图示了具有加热元件的导管系统的实施例；
图15A-15B图示了具有冷却元件的导管系统的实施例；
图16描绘了由热电冷却元件组合散热器二者形成的冷却元件的简化图表；
图17A-17B图示了具有激光加热元件的导管系统的实施例；并且
图18图示了用于供本发明的导管使用的系统。
具体实施方式
本发明的导管系统包括导管主体，通过所述导管主体声学能量元件被放置，所述声学能量元件递送治疗能量以溶解身体内腔内的堵塞。在特定方面中，本发明的导管系统还包括功能流量元件和/或成像元件以便促进可视化并且提供堵塞溶解流程的实时信息。功能流量元件、成像元件或二者提供在溶解流程之前、期间和之后的实时洞察。因为利用引入身体内腔中的一个系统完成以上特征，所以本发明消除将多个导管引入身体中的需要。例如，不需要引入和移除成像或功能流量导管以定位感兴趣区域，然后引入和移除介入导管以移除堵塞，并且然后重新引入成像或功能流量导管以评价如所处置的血管。
由本发明的导管系统所提供的可视化有助于将静脉或血管内的导管的放置引导到处置部位(例如，血栓、斑块或二者的位置)。成像元件还允许人们获得堵塞溶解流程的实时成像以评估血管内的堵塞的逐渐移除。而且，功能流测量结果允许人们通过监测血流速度和压力，确定归因于其中的堵塞的血管的异常收缩。功能流量测量结果可以被用于单独或组合成像元件定位堵塞以便确定将超声学能量量或药物递送到凝结中的理想位置。另外，功能流量测量结果允许人们何时正常或期望血流恢复以指示流程的结束。
本发明的导管系统包括能量源，其被用于处置和溶解由斑块、动脉粥样化材料和血栓形成的阻塞。在特定实施例中，导管系统还包括一个或多个成像元件、一个或多个功能流量元件或它们的组合。而且，导管系统还可以包括一个或多个加热元件、一个或多个冷却元件、或者它们的组合。如本文所描述的，导管系统的各种额外实施例可以彼此组合使用。例如，导管系统可以包括与其组合的成像元件、功能流量元件、冷却元件、加热元件。
如图1中所图示的，导管系统10一般包括多个部件、具有近端区域14和远端区域15的管状体12。管状体12包括柔性能量递送区段18和定位在导管10的远端区域15中的远端退出端口29。后端集线器33附接到管状体12的近端区域14，后端集线器33包括近端进入端口31、入口端口32和冷却流体配件46。近端进入端口31可以经由线缆45连接到控制电路100。管状体12定义一个或多个内腔(例如，接收能量源的内腔、成像内腔或流体递送内腔)。
可以根据导管制造领域中众所周知的任何各种技术来制造管状体12和导管系统的其他部件。基于处置部位的自然和解剖尺寸和期望经皮穿刺部位，可以容易地选择适合的材料和尺寸。
例如，在优选的实施例中，管状体12的近端区域14包括具有足够的柔性、纽结阻力、刚性和结构支持的材料以通过患者的血管将能量递送区段18推送到处置部位。这样的材料的范例包括但不限于挤压成形的聚四氟乙烯(“PTFE”)、聚乙烯(“PE”)、聚酰胺和其他类似材料。在特定实施例中，管状体12的近端区域14通过编织、网状或其他构建加强以提供增加的纽结阻力和推送能力。例如，镍钛或不锈钢接线可以沿着管状体12放置或并入其中以减少纽结。
管状体12的宽度尺寸(例如，直径)可以取决于应用(例如，动脉、静脉、毛细管)而变化。例如，管状体12可以被设计为装配到包含堵塞的血管中。在针对处置腿的动脉中的血栓所配置的实施例中，管状体12具有在大约0.060英寸与大约0.075英寸之间的外径。在另一实施例中，管状体12具有大约0.071英寸的外径。在特定实施例中，管状体12具有近似105厘米的轴向长度，但是其他长度对于其他应用可以是适当的。管状体12不限于管状形状，并且可以是适于插入身体的脉管中的任何其他形状。
管状体12的能量递送区段18优选地包括比包括管状体12的近端区域14的材料更薄的材料或具有较大的声学透射性的材料。较薄的材料一般地具有比较厚的材料更大的声学透射性。针对能量递送区段18的适合的材料包括但不限于高密度或低密度聚乙烯、聚氨酯、尼龙等等。在其他实施例中，可以由与近端区域14相同材料或相同厚度的材料形成能量递送区段18。
管状体12的远端区域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量元件207。在特定实施例中，将功能流量元件207定位在管状体12上，使得一个功能流量元件207在另一功能流量元件207的远端。这允许人们确定跨越血管的长度的血压和血流中的差异。在下文中更详细地描述了使用从功能流量元件207所获得的信息的功能流量元件和方法。成像元件205可以仅部分围绕或完全围绕管状体12。当完全围绕管状体时，成像元件205提供身体内腔的圆周成像。
管状体12的材料可以具有从近端部分到远端部分的可变厚度。可变厚度可以是逐渐或分段的。在特定实施例中，管状体12分为变化刚度的至少三个区段。第一区段(其优选地包括近端区域14)具有相对高的刚度。第二区段(其定位在管状体12的近端区域14与远端区域15之间的中间区域中)具有相对较低的刚度。该配置进一步方便导管10的移动和放置。第三区段(其优选地包括能量递送区段18)一般地具有比第二区段更低的刚度。
图2图示了沿着图1中的线2-2取得的管状体12的截面图。在图2中所图示的实施例中，三个流体递送内腔30并入管状体12中。在其他实施例中，更多或更少流体递送内腔可以并入管状体12中。流体递送内腔被配置为将药物递送到处置部位(例如，抗凝血药物)并且还可以用于冷却能量源。流体递送内腔30的布置优选地提供穿过管状体12的中心空内腔51。如图2中所图示的，管状体12的截面图优选地沿着导管10的长度基本上是恒定的。因此，在这样的实施例中，基本上相同截面图存在于导管10的近端区域14和远端区域15二者中，包括能量递送区段18。
在特定实施例中，中心内腔51具有比大约0.030英寸更大的最小直径。在另一实施例中，中心内腔51具有比大约0.037英寸更大的最小直径。在一个优选的实施例中，流体递送内腔30具有大约0.026英寸宽×大约0.0075英寸高的尺寸，但是其他尺寸可以使用在其他应用中。
如上文所描述的，中心内腔51优选地延伸通过管状体12的长度。如图1中所图示的，中心内腔51优选地具有远端退出端口29和近端进入端口31。近端进入端口31形成后端集线器33的一部分，其附接到导管10的近端区域14。后端集线器33优选地还包括冷却流体配件46，其水压地连接到中心内腔51。后端集线器33还优选地包括治疗混合物入口端口32，其与流体递送内腔30水压连接，并且其可以经由诸如Luer配件的集线器水压地耦合到治疗混合物的源。
图3A图示了根据另一实施例的沿着图1中的线2-2取得的管状体12的截面图。如图3A中所示，管状体12还包括成像内腔200，其被配置为接收用于对身体内腔进行成像的设备。可以通过成像内腔200接收与诸如驱动轴的细长构件219操作地相关联的一个或多个成像元件218。在图3B中示出了细长构件219和一个或多个成像元件218。(一个或多个)成像元件218可以在成像内腔200内纵向地平移和/或旋转。(一个或多个)成像元件218可以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，其可以在不需要旋转的情况下提供身体内腔的圆周成像。备选地，成像元件218可以仅部分围绕细长构件219，并且在这样的实施例中，细长构件219可以旋转以提供圆周成像。在下文中更详细地描述了成像元件的类型。在特定实施例中，细长构件219通过与成像内腔200相关联的退出端口可移动超过管状体12的远端。这允许成像元件218超过管状体12的远端进行成像，并且有利地允许成像元件获得血管的管状体12可能由于其大小而不适配的区域中的图像。
中心内腔51被配置为接收诸如图4中所图示的细长内核34。细长内核34优选地包括近端区域36和远端区域38。近端集线器37装配在近端区域36的一个末端处的内核34。一个或多个超声辐射构件被定位在远端区域38内的内核能量递送区段41内。超声辐射构件形成用于生成分解血管内的堵塞的能量的超声组件42，下文将更详细地对其进行描述。根据特定实施例，细长内核34还可以包括一个或多个成像元件202。如图4中所示，细长内部构件包括成像元件202。成像元件可以被用于对血管表面进行成像以便引导处置部位处的内核能量递送区段41的放置。成像元件202可以部分围绕或完全围绕细长内核34的主体。当成像元件202完全围绕内核34的细长主体时，其可以在没有旋转的情况下提供身体内腔的圆周成像。备选地，细长内核34可以被配置为进行旋转，并且在这样的方面中，部分围绕内核的成像元件还可以被用于随着细长内核34旋转，提供身体内腔的圆周成像。成像元件还可以被用于在溶解堵塞的能量(例如，超声)的施加之后，对处置部位进行调查。
如沿着图4中的线4-4取得的图5中所图示的截面图中所示，内核34优选地具有圆柱形形状，其具有许可内核34经由近端进入端口31插入管状体12的中心内腔51的外径。内核34的适合的外径包括但不限于大约0.010英寸至大约0.100英寸。在另一实施例中，内核34的外径在大约0.020英寸与大约0.080英寸之间。在又一实施例中，内核34具有大约0.035英寸的外径。
还参考图5，内核34优选地包括容纳超声组件42的圆柱形外主体35。在图6到8D中更详细地描述了包括接线和超声辐射构件的超声组件42，使得超声组件42能够辐射来自内核34的能量递送区段41的超声能量。超声组件42电连接到后端集线器33，其中，内核34可以经由(图1中所图示的)线缆45连接到控制电路100。优选地，电绝缘灌封材料43填充围绕超声组件42的内核34，因此防止超声组件42关于外主体35的移动。然而，超声组件42可以以任何适合的方式固定在内核内。例如，超声组件42可以被固定到内核34的圆柱形外主体35的腔内表面。在一个实施例中，外主体35的厚度是在大约0.0002英寸与0.010英寸之间。在另一实施例中，外主体35的厚度是在大约0.0002英寸与0.005英寸之间。在另一实施例中，外主体35的厚度是大约0.0005英寸。
在内核34包括一个或多个成像元件202的实施例中，将成像元件202连接到成像系统的成像元件202的接线可以布置在电气绝缘灌封材料内。
在优选的实施例中，超声组件42包括多个超声辐射构件，所述超声辐射构件被分为一个或多个组。例如，图6和7是图示一种用于连接五组超声辐射构件40以形成超声组件42的技术的示意性接线图。如图6中所图示的，超声组件42包括电连接到彼此的五个组G1、G2、G3、G4、G5超声辐射构件40。五个组还电连接到控制电路100。
超声组件42发射通过针对堵塞的处置的纵向压力或压缩波所传送的超声能量。超声能量可以被发射为连续或脉冲波，取决于特定应用的要求。此外，超声能量可以以具有各种形状的波形发射，诸如正弦波、三角波、方波或其他波形。超声能量包括声波。在特定实施例中，超声能量具有大约20kHz与大约20MHz之间的频率。例如，在一个实施例中，波具有大约500kHz与大约20MHz之间的频率。在另一实施例中，波具有大约1MHz与大约3MHz之间的频率。在又一实施例中，波具有大约2MHz的频率。平均声功率是在大约0.01瓦特与300瓦特之间。在一个实施例中，平均声功率是大约15瓦特。用于堵塞溶解的超声能量可以与超声成像元件用于对腔表面成像的超声能量不同。
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何装置。例如，在一个实施例中，超声辐射构件包括超声换能器，其将电能转换为超声能量。用于从电能生成超声能量的超声换能器的适合的范例包括但不限于压电陶瓷振荡器。压电陶瓷通常包括诸如石英的晶体材料，其在将电流施加到材料时改变形状。由振荡驱动信号的振荡做出的形状的该改变创建超声波。在其他实施例中，超声能量可以是通过远离超声辐射构件的超声换能器来生成的，并且超声能量可以是经由例如耦合到超声辐射构件的接线来发射的。
还参考图6，控制电路100优选地包括，除了其他物，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连接到公共接线108，其串联连接超声辐射构件40的五个组G1-G5。正极端子104连接到多个引线110，其各自连接到超声辐射构件40的五个组G1-G5中的一个。因此，在该配置下，五个组G1-G5中的每一个(其之一图示在图7中)经由引线110中的一条连接到正极端子104，并且经由公共接线108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中的每一个经由两个正极接触接线112之一电连接到公共接线108和引线110。因此，在如所图示接线时，将恒压差施加到组中的每个超声辐射构件40。虽然图7中所图示的组包括十二个超声辐射构件40，但是本领域的普通技术人员将认识到，更多或更少超声辐射构件40可以包括在组中。同样地，比五组更多或更少可以包括在图6中所图示的超声组件42内。
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)内核34中的一个优选的技术。图8A是在图6中的组G1内取得的超声组件42的截面图，如由四个引线110的存在所指示的。例如，如果超声组件42的截面图是在图6中的组G4内取得的，则仅将存在一个引线110(即，连接组G5的一个引线)。
还参考图8A，公共接线108包括与一对超声辐射构件40电接触的一片细长、平坦的导电材料。超声辐射构件40中的每个还与正极接触接线112电接触。由于公共接线108连接到正极端子106并且正极接触接线112连接到正极端子104，因而可以跨越每个超声辐射构件40创建电压差。引线110优选地与超声组件42的其他部件分离，因此防止超声辐射构件40的操作的干扰，如上文所描述的。例如，在一个优选实施例中，内核34充满绝缘灌封材料43，因此阻止超声组件42的各种部件之间的不需要的电气接触。
图8B和8C图示了相应地沿着线7B-7B和7C-7C取得的图8A的内核34的截面图。如图8B中所图示的，超声辐射构件40是沿着公共接线108成对安装的。通过正极接触接线112将超声辐射构件40连接，使得将基本上相同的电压施加到每个超声辐射构件40。如图8C中所图示的，公共接线108优选地包括在其上可以安装超声辐射构件40的宽区域108W，因此这减少配对的超声辐射构件40将一起短路的可能性。在特定实施例中，在宽区域108W外，公共接线108可以具有更常规的圆形接线形状。
在经修改的实施例中，诸如在图8D中所图示的，公共接线108被扭曲为在固定在内核34内之前形成螺旋形状。在这样的实施例中，在多个径向上对超声辐射构件40进行取向，因此这增强得到的超声能量场的径向一致性。
本领域的普通技术人员将认识到，上文所描述的接线布置可以被修改为允许每个组G1、G2、G3、G4、G5独立地供电。具体而言，通过针对每个组提供控制系统100内的分离的电源，每个组可以单独地接通或断开，或可以利用个体的电力驱动。这提供在其中处置完成的处置部位的区域中允许超声能量的递送“断开”的优点，从而防止有害或不必要的超声能量施加给患者。
上文所描述并且在图6到8中所图示的实施例图示了空间地分组的多个超声辐射构件。即，在这样的实施例中，特定组内的所有超声辐射构件邻近彼此定位，使得在激活单个组时，在超声组件的特定长度处递送超声能量。然而，在经修改的实施例中，特定组的超声辐射构件可以彼此隔开，使得特定组内的超声辐射构件不邻近彼此定位。在这样的实施例中，在激活单个组时，可以从能量递送区段的较大的隔开部分递送超声能量。这样的经修改的实施例在应用中可以是有利的，其中，期望将较少聚焦、较多扩散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，其具有大约0.017英寸乘以大约0.010英寸乘以大约0.080英寸的尺寸。在其他实施例中，可以使用其他配置。例如，在其他实施中可以使用圆盘形超声辐射构件40。在优选的实施例中，公共接线108包括铜并且是大约0.005英寸厚，但是在其他实施例中可以使用其他导电材料和其他尺寸。引线110优选地是36量规电导体，而正极接触接线112优选地是42量规电导体。然而，本领域的普通技术人员将认识到，在其他实施例中可以使用其他接线量规。
如上文所描述的，针对超声辐射构件40的适合的频率包括但不限于从大约20kHz到大约20MHz。在一个实施例中，频率是在大约500kHz与20MHz之间，并且在另一实施例中，频率是在大约1MHz与3MHz之间。在又一实施例中，利用大约2MHz的频率对超声辐射构件40进行操作。
实际上，管状体12通过中心内腔51接收细长的内核34。图9A图示了定位在管状体12内的内核34。为了清晰，省略了图8A中所提供的超声组件42的细节。如上文所描述的，内核34可以在管状体12的中心内腔51内滑动，从而允许内核能量递送区段41定位在管状体能量递送区段18内。例如，在优选的实施例中，包括内核能量递送区段41、管状体能量递送区段18和灌封材料43的材料全部包括具有类似声阻抗的材料，从而最小化跨越材料界面的超声能量损耗。
图9A还图示了管状体能量递送区段18内的流体递送端口58的放置(还参见图12B以察看流体递送端口)。如所图示的，孔或裂缝由通过管状体12的流体递送内腔30形成，从而允许流体从流体递送内腔30到处置部位的流动。流体递送端口允许药物和其他治疗混合物直接递送到处置部位。因此，耦合到入口端口32的治疗混合物的源提供水压，其驱动治疗混合物通过流体递送内腔30并且离开流体递送端口58。
可以以若干不同的配置来布置流体递送端口58和流体递送内腔30。通过将围绕管状体12的圆周的流体递送内腔30均匀地隔开，如图9A中所图示的，可以实现围绕管状体12的圆周的治疗混合物的基本上均匀流动。另外，可以选择流体递送端口58的大小、位置和几何形状以提供从流体递送内腔30到处置部位的一致的流体流动。例如，在一个实施例中，更靠近能量递送区段18的近端区域的流体递送端口58具有比更靠近能量递送区段18的远端区域的流体递送端口58更小的直径，从而允许跨越整个能量递送区段18的流体的一致的递送。
例如，在其中流体递送端口58沿着管状体12的长度具有类似大小的一个实施例中，流体递送端口58具有大约0.0005英寸与大约0.0050英寸之间的直径。在其中流体递送端口58的大小沿着管状体12的长度改变的另一实施例中，流体递送端口58具有能量递送区段18的近端区域中的大约0.001英寸与大约0.005英寸之间以及能量递送区段18的远端区域中的大约0.005英寸与0.0020英寸之间的直径。邻近流体递送端口58之间的大小的增加取决于包括管状体12的材料和流体递送内腔30的大小。可以通过打孔、钻孔、燃烧或消融(诸如利用激光)或通过任何其他适合的方法在管状体12中创建流体递送端口58。还可以通过向管状体12的远端区域15增加流体递送端口58的密度来增加沿着管状体12的长度的治疗混合物流动。应当理解，提供从流体递送端口58到处置部位的非一致流体流动可以是期望的。在这样的实施例中，可以选择流体递送端口58的大小、位置和几何形状以提供这样的非一致流体流动。
还参考图9A，管状体12内的内核34的放置还定义冷却流体内腔44。在内核34的外表面39与管状体12的内表面16之间形成冷却流体内腔44。在特定实施例中，通过近端进入端口31引入冷却流体，使得产生冷却流体流动通过冷却流体内腔44并且离开远端退出端口29(参见图1)。冷却流体内腔44优选地围绕管状体12的圆周均匀隔开(即，针对三内腔配置以近似120°增量)，从而提供内核34上的一致的冷却流体流动。期望这样的配置以移除处置部位处的不需要的热能。如下文将解释的，可以调节冷却流体的流速和超声组件42的电力以将内核能量递送区段41的温度维持在期望范围内。
在优选的实施例中，可以在管状体12内旋转或移动内核34。特别地，内核34的移动可以通过操纵近端集线器37完成，同时保持后端集线器固定。内核外主体35至少部分由材料构建，所述材料提供足够的结构支持以许可在没有管状体12的纽结的情况下管状体12内的内核34的移动。此外，内核外主体35优选地包括具有传送扭矩的能力的材料。针对内核外主体35的适合的材料包括但不限于聚酰亚胺、聚酯、聚氨酯、热塑性弹性体和编织聚酰亚胺。
在内核34旋转时，旋转同样地导致布置在内核34内的超声组件42的旋转。这样做，内核34的旋转导致形成超声组件42的多个超声辐射构件，以比在没有旋转的情况下可能频率更高的频率发射更高的超声能量。在旋转增加超声时，较高频率能够比从固定元件所获得的较低频率更快速地将溶解血栓药物和其他物质驱动到凝结中。内核34的旋转还增强从定位在内核上的一个或多个成像元件202所获得的成像，因为成像元件202的旋转增加所获得的成像数据的分辨率并且允许腔表面的圆周成像。在这些旋转实施例中，超声组件、成像元件和功能流量元件的信号接线(电源和控制系统的该超声组件、功能流量元件、成像元件)可以耦合到旋转接头，其允许耦合到超声组件、成像元件和功能流量元件的信号接线的远端旋转，而耦合到电源和控制系统的信号的近端部分维持固定。电学和光学旋转接头在本领域中是已知的。
在特定实施例中，超声组件42与一个或多个冷却元件相关联以实现超声组件42的冷却并且防止其过热。冷却元件可以组合引入冷却流体内腔44中的冷却流体操作，或用作冷却流体的备选方案。在一个实施例中，冷却元件耦合到超声组件42的每个超声辐射构件40。备选地，冷却元件耦合到两个或两个以上超声辐射构件40或整个超声组件42，使得冷却元件是共享的。在特定实施例中，(一个或多个)冷却元件连同超声组件42定位在内核34内并且由灌封材料43围绕。如果灌封材料未被用于围绕超声组件42(例如，抵着内核42的一侧固定超声组件42时)，那么冷却元件耦合到超声组件42的后面并且布置在内核34内。冷却元件可以是散热器、热电冷却器或其组合，其在下文中更详细地描述。
散热器是无源交换器，其通过将热量耗散到周围介质中使设备冷却。根据特定实施例，周围介质是内核34的绝缘灌封材料43(例如，在超声换能器组件42固定在如图5中的绝缘灌封材料43中时)。备选地，周围介质可以是冷却流体(例如，在内核34定义空内腔并且超声组件42附接到内核的腔表面或否则稳定/定位在内核的远端部分内时)。
散热器自身可以是一个或多个导热元件，其沿着内核34的轴从远端超声组件42(即，从超声辐射构件40中的一个或多个)近端地延伸。导热元件防止热量集中在超声辐射构件40的位置处，并且相反允许热量沿着导热元件行进并且耗散在灌封材料43或其他耗散介质(例如，含盐流体)内。导热元件可以行进内核的整个长度或延伸内核的部分长度。
根据一些实施例，导热元件可以包括冷却片。冷却片可以附接到超声换能器的背面。冷却片包括一个或多个表面，其从对象延伸以增加到环境或者来自环境的热传递的速率，从而通过热量的耗散使对象冷却。备选地，导热元件包括导热材料的一个或多个绳索。绳索可以编织、绕制(诸如螺旋结构)或二者的组合。适合的导热材料包括银、金、镍、钢、铜、铂和其组合。散热器的优点是将集中的热量从超声组件散布并且通过导管的较大区域使该热量耗散的能力。
图15A示出了沿着纵线y的内核34的截面图，如图4中所描绘的。如图15A中所示，超声组件的超声辐射构件40耦合到散热器351(如编织导热元件所示，但是可以备选地是冷却片)。散热器351通过传递来自超声辐射构件40的热量并且通过从超声辐射构件40沿着内核34的长度近端地行进的散热器351，使超声换能器42冷却。散热器351可以延伸内核34的整个长度或部分沿着内核34的长度。当热量沿着散热器351的长度从超声辐射构件42传递时，热量耗散到灌封材料43中。为了简单，在图5中未示出将电力发射给超声组件(诸如图5和6的公共接线108和引线110)的电连接。图15B图示了用于供流体耗散介质使用的备选散热器配置。如图15B中所示，超声组件42耦合到内核34的圆柱体35的内腔表面。内核34定义接收冷却流体作为耗散介质的内腔360。超声组件耦合到散热器351(如编织导热元件所示，但是可以备选地是冷却片)。冷却流体驱动/经过内核34的内腔360(如由箭头362所指示的)。然后，散热器351将热量从超声组件42耗散到冷却流体中。
热电冷却元件通过使用创建热通量的珀尔帖效应提供传感器和设备的局部冷却。热电冷却元件包括由两个或两个以上半导体接线355(诸如交替的p型和c型)所分离的第一和第二衬底，如图15A中所示。在半导体接线通过正极和负极电源连接到彼此时，热量从第一衬底(其实现第一衬底的冷却)传递给第二衬底(其实现第二衬底的冷却)。半导体接线355可以耦合到管腔内设备10的近端14处的正极和负极电源。加热的衬底通常与散热器相关联，其实现远离第二衬底的热量耗散。如本文所使用的，热电冷却元件的衬底可以耦合到超声辐射构件的背面。优选地，冷却衬底直接耦合到超声辐射构件背面，并且加热的衬底耦合到散热器，如上文所描述的。热电冷却元件和散热器的组合使超声组件理想地冷却，同时使热量沿着内核34的长度安全耗散。图16描绘了由热电冷却元件组合散热器二者形成的冷却元件的简化图；如所示，热电冷却器夹在超声辐射构件与散热器之间。
在再其他实施例中，导管10还包括定位在远端退出端口29处的阻塞设备(未示出)。阻塞设备优选地具有减少的内径，其可以容纳导丝，但是其小于中心内腔51的内径。因此，防止内核34延伸通过阻塞设备并且离开远端退出端口29。例如，针对阻塞设备的适合的内径包括但不限于大约0.005尺寸至大约0.050尺寸。在其他实施例中，阻塞设备具有封闭末端，因此防止冷却流体离开导管10，并且作为替代再循环到管状体12的近端区域14。这些和其他冷却流体流动配置许可提供给超声组件42的电力与冷却流体流速成比例增加。此外，特定冷却流体流动配置可以减少患者身体对冷却流体的暴露。
在特定实施例中，如图9A中所图示的，管状体12还包括一个或多个温度传感器20，其优选地定位在能量递送区段18内。在这样的实施例中，管状体12的近端区域14包括可以并入(图1中所图示的)线缆45中的温度传感器导线(未示出)。适合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”)和使用热致变色液晶的光纤温度传感器。适合的温度传感器20几何形状包括但不限于点、片、条。温度传感器20可以定位在流体递送内腔30中的一个或多个内和/或冷却流体内腔44的一个或多个内。
图10图示了用于电连接温度传感器20的一个实施例。在这样的实施例中，每个温度传感器20耦合到公共接线61并且与单独的回线相关联。因此，n+1个接线可以被用于独立地感测n个不同的温度传感器20处的温度。特定温度传感器20处的温度可以通过闭合开关64确定以完成热电偶的单独的回线62与公共接线61之间的电路。在其中温度传感器20包括热电偶的实施例中，可以使用例如感测电路63(其可以定位在外部控制电路100内)根据电路中的电压计算温度。
在其他实施例中，每个温度传感器20是独立接线的。在这样的实施例中，2n个接线经过管状体12以独立地感测n个独立温度传感器20处的温度。在再其他实施例中，可以通过使用基于光纤的温度传感器20来改进管状体12的柔性。在这样的实施例中，由于仅n个光纤构件被用于感测n个独立温度传感器处的温度，因而可以改进柔性。
取代或者补充一个或多个温度传感器20，管状体12包括一个或多个功能流量元件207。功能流量元件207可以包括压力传感器和/或流量传感器，其可以被用于获得身体内腔内的功能流数据。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。对压力和流量进行测量和比较的能力显著地改进缺血性测试的诊断准确度。功能流量元件207可以有利地被用于确定堵塞的位置以及因此针对堵塞溶解的超声治疗的理想位置。在下文中更详细地描述了用于从功能流量元件207获得功能流数据(例如冠动脉血流储备、血流储备分数和压力-体积(P-V)曲线/回路)的技术。
在其他方面中，本发明的管腔内设备10包括一个或多个蒸汽内腔。蒸汽内腔被用于将蒸汽分散到堵塞中。来自蒸汽的热量帮助使凝结软化，并且可以甚至辅助机械地分解凝结。可以从管腔内设备的内核在能量施加之前、期间或之后使蒸汽分散。在特定实施例中，蒸汽包括血栓溶解剂，并且将血栓溶解剂分散到凝结中。
一个或多个蒸汽管腔可以与管状体12的流体递送内腔30相同或者不同。在蒸汽内腔与流体递送内腔30相同时，连接到近端区域14处的流体递送内腔30的治疗混合物入口端口32(图1)可以与能够将液体转换为蒸汽以用于递送到内腔30中的流体/蒸汽源相关联。通过管状体12的管状体能量递送区段18内的流体递送部分从流体递送内腔发射蒸汽(参见例如图12B)。在特定实施例中，流体/蒸汽源在流程期间根据期望通过流体递送内腔30在递送蒸汽与流体之间交替。
备选地，蒸汽内腔与流体递送内腔30不同。如图9C中所示，管状体12包括从管状体12中递送蒸汽并且将蒸汽递送到血管内的阻塞中的一个或多个内腔210。蒸汽内腔210可以用作流体递送内腔30的备选方案(例如，替换流体递送内腔)，或可以结合流体递送内腔30使用蒸汽内腔210。蒸汽内腔210与管状体12的远端部分15处的一个或多个退出端口212相关联，并且耦合到近端14处的蒸汽源(与耦合到上文所描述的流体递送内腔的流体源类似)。虽然未示出，但是蒸汽内腔210耦合到近端端口(与图1中所示的治疗混合物入口端口32类似)，其耦合到蒸汽源。
在特定实施例中，蒸汽包括血栓溶解剂和其他药物。在这些实施例中，溶解血栓蒸汽辅助分解血栓和/或斑块。可以在超声能量的施加之前、期间或之后将溶解血栓蒸汽引入阻塞中。在其他实施例中，结合从流体递送内腔分离地引入的血栓溶解剂使用从蒸汽内腔所递送的蒸汽。例如，将血栓溶解剂从流体递送内腔引入阻塞中，在其之后将蒸汽引入血管中以还将血栓溶解剂驱动到凝结中。
在其他方面中，本发明的管腔内设备10还包括与管状体12的管状体能量递送区段18操作地相关联的球囊元件302。球囊元件302可以在定位在远端递送区段18上的流体递送端口58(和/或蒸汽递送端口)的近端或远端。图13A图示了根据特定实施例的具有球囊302的本发明的管腔内设备10。如所描绘的，管腔内设备10包括定位在管状体12的流体递送端口58之间的球囊302。球囊302可以是膨胀的，如图13B中所示。在膨胀时，球囊302用于辅助分解和/或压缩血管内的堵塞。优选地，球囊302由对声学能量透明的材料形成，使得其允许从细长的内核34所发射的治疗能量发射通过球囊302。球囊302可以耦合到一个或多个球囊内腔，其将流体或其他物质递送到用于膨胀的球囊中。在图13C中示出的一个实施例中，球囊302与冷却流体内腔44操作地相关联，并且冷却流体内腔44将流体递送到用于膨胀的球囊302中，同时服务冷却细长的内核34的超声换能器组件42的双重目的。图13C图示了沿着图13A的线b的管腔内设备10的截面图。如图13C中进一步所示，冷却流体通过端口305离开冷却内腔以填充球囊302的内部307，从而使球囊302膨胀。
在特定方面中，管腔内设备10可以额外地包括定位在管状体12上或耦合到其的一个或多个加热元件321。(一个或多个)加热元件321将诸如消融热量的热量直接施加到堵塞。(一个或多个)加热元件321可以直接定位在管状体12或与管状体12相关联的球囊(诸如球囊302)上。特别地，加热元件321可以定位在管状体12或球囊的一侧以平行于管状体加热凝结/动脉粥样化材料和/或在管状体的远端以在管状体的前面加热凝结/动脉粥样化材料。加热元件可以与来自内核34的超声组件42的能量的施加同时地或在来自内核34的超声组件42的能量的施加之间间歇地施加热量。图14A图示了具有布置在管状体12上的一个或多个加热元件321的管腔内设备10的实施例。图14B图示了具有布置在管状体12上的球囊302上的一个或多个加热元件321的管腔内设备10的实施例。
在特定实施例中，与管状体12相关联的一个或多个加热元件是电极。电极可以经由沿着管状体的长度延伸的电源线连接到能量源。可以沿着消融工具以许多不同的图案布置电极。例如，电极可以定位在消融工具的远端。另外，电极可以具有各种不同的形状和大小。例如，电极可以是导电板、导电环、导电回路或导电线圈。加热元件321可以部分或全部围绕管状体12的圆周。另外，加热元件321可以沿着管状体12的长度形成纵向面板。
电极在管腔内设备10的近端处被连接到向电极提供能量的能量源。在特定实施例中，供应到电极的能量是消融能量。消融能量可以被用于溶解血管内的堵塞。可以从包括视频、激光、微波、超声和直流(高能量、低能量和闪光化(fulgutronization)流程)的形式的不同源提供消融凝结和/或动脉粥样化所必要的能量。射频(RF)已经变为用于消融流程的优选的能量源。任何能量源适于供加热元件321使用。优选地，所选择的能量源在流程或从内核34的超声组件42所施加的能量的施加期间不中断血管的成像。加热元件可以被用于能量的单极或双极施加。对于单极能量的递送而言，要么在导管轴上要么在患者皮肤上使用接地电极，诸如接地电极板。对于双极能量的递送而言，邻近电极轴向偏移以允许双极能量在邻近圆周(轴向偏移)电极之间定向。在其他实施例中，电极可以布置在围绕球囊302的带内以允许双极能量引向到邻近远端与近端电极之间。在来自加热元件的热量的施加期间，处置区域通常升高到50℃或更大，例如55℃或更大，例如60℃或更大，例如65℃或更大，例如70℃或更大。在一些实施例中，处置区域被加热到大约65℃，例如68℃。
一旦管腔内设备10的管状构件12定位在处置区域内(例如，如利用成像元件和/或功能流量元件所引导的)，加热元件321可以接合以向凝结或动脉粥样硬化材料施加能量。在加热元件321定位在球囊302的表面上时，在将能量施加到加热元件321之前，可以使球囊302膨胀。大部分处置在1至6瓦特范围内，并且执行0.5至6秒的持续时间。温度传感器(诸如温度传感器20或放置在管状体12上的外部温度传感器)的使用提供健康组织不过度加热，并且对阻塞加热足以实现期望的溶解。在一些实施例中，电力和持续时间还可以被门控为确保不递送足够的能量而导致对阻塞周围的组织的严重损害。
在特定实施例中，加热元件321是激光(诸如准分子激光)。在这些实施例中，激光被配置为消融管状体12的远端尖端的前面的动脉粥样硬化材料。可以结合图14A-14B中所示的加热元件使用激光。激光包括布置在导管10的管状体12内的一个或多个光纤，并且光纤具有定位在管状体12的远端的活动末端。利用定位在远端的激光，导管10能够消融定位在导管10的前面的任何堵塞。例如，由于其宽度，导管的管状体可能不能够进入堵塞以便定位平行于堵塞溶解的处置部位的超声组件。在完全慢性阻塞的情况下特别是这样的。在这样的情况中，可以必要的是，形成阻塞内的路径使得导管10的能量递送区段18可以定位在阻塞中。使用定位在管状体12的远端上的激光，人们有利地能够形成管状体12的前面的阻塞内的路径，其允许管状体12移动到阻塞中以便继续阻塞的治疗能量处置。
图17A描绘了根据特定实施例的具有激光加热元件321的管状体12的截面图(图1的线2--2)。如图17A中所示，管状体12包括激光内腔604。一个或多个光纤穿过激光内腔并且在管状体的远端29处终止。光纤606是激光导管的领域中的已知类型并且被配置为发射激光能量。光纤606连接到管状体的近端处的能量源。图17B示出了定位在管状体12的远端上的光纤606的活动末端602。活动末端602被配置为发射激光能量以消融管状体12的前面的阻塞。
通过光纤所发射的激光的水平可以取决于所消融的阻塞的类型而变化。超过60mJ/mm2的能量密度和超过40Hz的高激光能量的使用具有有效地处置严重钙化性病变的特定目标，而的小尖端尺寸允许高激光能量被递送而根据气泡形成不过度。较低激光能量水平(诸如40Hz处的60mJ的能量密度)可以被用于通过非钙化组织消融孔。通过发射2660个100mJ/mm2/80Hz的能量密度处的激光能量的脉冲迅速地钻过钙化组织的导向孔，因此用于消融钙化组织的最快速并且最好的结果是针对至少80mJ/mm2/80Hz的能量密度准分子激光参数设置。将激光能量从激光系统发射到光纤中。在美国专利号5188632、5423806、5040548、6673064、5203、5176674、5041108、4993412、5032123、和4834093连同美国公开号2010/0152717中描述了用于将激光能量或其他消融能量水平发射到光纤中的激光系统。
在特定实施例中，激光是准分子激光。准分子激光实现靶组织的瓦解并且可以在没有对其他健康组织的过度热损害的情况下产生相对纯的瓦解。准分子激光是氟化氢或氯化氪和稀土气体的组合。该组合形成具有非常短波长和因此非常高能量的光子的激光束。目前，通过美国的Spectranetics公司生产用于血管内治疗的准分子导管。用于消融冠状或周围动脉中的动脉粥样硬化组织的能量输出具有60mJ/mm2、40Hz的能量密度。
根据特定方面，本发明的系统和方法提供分析功能流量数据以便确定身体内腔内的适当的处置部位和/或评估阻塞溶解处置的有效性(即在已经移除阻塞之后评估血流)。该分析可以基于指示血管内的阻塞的血管内的压力和流动的阈值水平。例如，可以建立阈值水平以阐述指示狭窄血管收缩或其他血管损害的可接受的数据范围。另外，可以建立阈值水平以将血管内的位置分类为正常或异常的。另外，可以针对正常与异常之间的中间范围建立阈值水平。在一个实施例中，针对功能流数据的参数包括针对冠脉血流储备、血流储备分数、压力-体积(P-V)曲线/回路或其组合的水平。涉及功能流量测量结果的阈值水平和参数可以通过与功能流量元件相关联的软件自动地确定或通过操作管腔内设备的临床医师手动地确定。
冠脉血流储备被定义为最大冠状动脉流量与正常流量充血的比例。冠脉血流储备表示心肌响应于最大运动而增加血流的能力。在2处或大于2的比例被认为是正常的。异常CFP(小于2的比例)指示狭窄、血栓、微动脉的异常收缩和其组合。冠脉血流储备测量流动的速度。血流储备分数测量跨越血管的一部分的压力差以确定是血管的收缩的水平还是血管内的血栓或狭窄的存在将阻塞心肌的氧气递送。特别地，血流储备分数是被检查的血管的部分的远端的压力水平与被检查的血管的部分的近端的压力水平的比例。常常地，已经使用截止点0.75至0.80，其中，高值指示不显著的狭窄或收缩，并且低值指示显著的狭窄和病变。
P-V回路为理解心脏机制提供框架。可以通过左心室内的压力和体积的实时测量结果生成这样的回路。可以从这些回路确定诸如心博量、心输出量、射血分数、心肌收缩性等等的若干生理相关血液动力学参数。为了生成针对左心室的P-V回路，在单个心脏周期期间在多个时间点处对LV体积绘制LV压力。狭窄或收缩的存在可以根据正常P-V回路更改P-V回路的曲线/形状。
已经示出远端压力和速度测量结果，特别地关于压力下降-速度关系诸如血流储备分数(FFR)、冠脉血流储备(CFR)和组合的P-V曲线、关于狭窄严重性的披露信息。例如，在使用中，功能流设备可以前进到狭窄的远侧的位置。然后，可以在第一流动状态处测量压力和流速。然后，可以显著地增加流速，例如通过使用诸如腺苷的药物，并且在该第二充血流动状态中测量的压力和流量。然后，将这两个流动状态处的压力和流量关系相比较以评估狭窄的严重性和提供针对任何冠状动脉介入的经改进的引导。利用组合的压力/流量导丝在相同位置和相同时间处取得压力和流量测量结果的能力提供这些压力-速度回路的准确度并且因此改进诊断信息的准确度。
冠脉血流储备、血流储备分数和P-V回路可以要求在动脉中的不同位置处取得的测量结果。为了针对这些参数提供测量结果，本发明的系统和方法可以评估功能流量传感器的第一位置对血管内的功能流量传感器的第二位置的压力和流量。例如，在被检查的血管的段的远端的第一位置和在血管的该段的近端的第二位置。然后，对一个或多个阈值水平评估跨越两个位置的所获得的测量结果，其可以被用于确定阻塞是否存在于身体内腔内。
在美国专利号6106476、5125137、6551250和5873835中描述了示范性压力传感器和流量传感器。在特定实施例中，压力传感器是微电子机械(MEMS)压力传感器，例如美国专利号6106476中所描述的MEMS传感器。
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)。在下文中描述了适合的成像元件。通常，成像元件是成像组件的部件。任何成像组件可以供本发明的设备和方法使用，诸如光声成像装置和血管内超声(IVUS)。成像元件被用于将信号发送到成像数据的成像表面和从其接收信号。管腔内设备10的任何一个部件的成像元件可以与任何其他部件不同。例如，管状体12的成像元件可以与细长内核34或细长构件219的成像元件不同。
任何成像组件可以供本发明的设备和方法使用，例如光声成像装置、血管内超声(IVUS)或光学相干断层摄影(OCT)。成像元件可以是前视成像元件或侧视成像元件。成像元件被用于将信号发送到成像数据的成像表面和从其接收信号。在下文中所描述的所有成像元件可以耦合到信号线，其提供电力并且允许到成像元件和来自成像元件的数据传输。通常，信号线耦合到成像系统，诸如计算机。信号线可以路由通过已经存在于腔内阀导管系统的部件中的内腔。备选地，部件可以特别地设计有内腔，其中，通过其路由一个或多个信号。多内腔导管部件的创建在本领域中是已知的。
成像组件可以是血管内超声(IVUS)成像组件。IVUS使用附接在远端处的超声探头。超声探头通常是圆周定位的换能器的阵列。然而，还应当设想，成像元件可以是旋转换能器。例如，在穿刺元件耦合到旋转驱动轴以使能穿刺元件的旋转时，成像元件可以是旋转换能器。导管的近端附接到计算机化的超声装备。IVUS成像元件(即超声探头)包括换能器和图像收集器，所述换能器利用超声能量(例如，20-50MHz范围)对组织进行成像，并且所述图像收集器收集所返回的能量(回波)以创建血管内图像。成像换能器和成像收集器耦合到信号线，信号线通过导管的长度延伸并且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根据其产生血管的薄区段的实时超声图像的回波。成像元件的成像换能器由产生20-50MHz处的声学能量的压电部件构建。成像元件的图像收集器包括分离的压电元件，其接收从脉管系统反射的超声能量。成像组件的备选实施例可以使用相同压电部件例如通过使用脉冲超声产生和接收超声能量。即，成像换能器和成像收集器是相同的。另一备选实施例可以包含超声吸收材料和超声透镜以增加信噪比。
通常，在段中收集IVUS数据，其中，每个段表示IVUS图像的角部分。因此，其采取多个段(或IVUS数据集)以对血管对象的整个截面图进行成像。而且，通常从血管对象内的多个位置收集多个IVUS数据集(例如，通过移动换能器线性地通过血管)。然后，这些多个数据集可以被用于创建多个二维(2D)图像或一个三维(3D)图像。
在例如以下各项中更详细地描述了IVUS数据的IVUS成像组件和处理：Yock，美国专利号4794931、5000185、和5313949；Sieben等人，美国专利号5243988、和5353798；Crowley等人，美国专利号4951677；Pomeranz，美国专利号5095911，Griffith等人，美国专利号4841977，Maroney等人，美国专利号5373849，Born等人，美国专利号5176141，Lancee等人，美国专利号5240003，Lancee等人，美国专利号5375602，Gardineer等人，美国专利号5373845，Seward等人，MayoClinicProceedings71(7)：629-635(1996年)，Packer等人，CardiostimConference833(1994年)“UltrosoundCardioscopy”Eur.J.C.P.E.4(2)：193(1994年6月)，Eberle等人，美国专利号5453575，Eberle等人，美国专利号5368037，Eberle等人，美国专利号5183048，Eberle等人，美国专利号5167233，Eberle等人，美国专利号4917097，Eberle等人，美国专利号5135486，美国公开号2009/0284332；美国公开号2009/0195514A1；美国公开号2007/0232933；和美国公开号2005/0249391和涉及管腔内超声设备和模态的本领域中众所周知的其他参考。
在其他实施例中，成像组件可以是光学相干断层摄影成像组件。OCT是使用微型近红外发光探头的医学成像方法。作为光学信号采集和处理方法，其从光学散射媒体(例如，生物组织)采集微米分辨率的三维图像。最近地，其已经开始被用于介入心脏病学中以帮助诊断冠状动脉病。OCT允许应用干涉测量以从例如血管内看到可视化生命个体中的血管的内皮(内壁)。
在以下各项中一般地描述了OCT系统和方法：Castella等人，美国专利号8108030，Milner等人，美国专利申请公开号2011/0152771，Condit等人，美国专利申请公开号2010/0220334，Castella等人，美国专利申请公开号2009/0043191，Milner等人，美国专利申请公开号2008/0291463和Kemp,N.,美国专利申请公开号2008/0180683，其中的每一个的内容通过引用以其整体并入。
在OCT中，光源将光束递送到成像设备以对靶组织进行成像。光源可以包括脉冲的光源或激光器、连续波光源或激光器、可调谐激光器、宽带光源或多个可调谐激光。光源内是光学放大器和可调谐滤波器，其允许用户选择待放大的光的波长。通常使用在医学应用中的波长包括近红外光，例如在大约800nm与大约1700nm之间。
本发明的方面可以从OCT系统获得成像数据，包括在要么时间域要么在频率(高清晰度)域中操作的OCT系统。时间域OCT与频率域OCT之间的基本差异在于，在时间域OCT中，扫描机构是可移动反射镜，其是在图像采集期间根据时间来扫描的。然而，在频率域OCT中，不存在移动部分，并且图像是根据频率或波长来扫描的。
在时间域OCT系统中，通过纵向地移动诸如参考反射镜的扫描机构以改变参考路径并且匹配归因于样本内的反射的多个光学路径，获得干涉光谱。随时间对给定反射性的信号进行采样，并且在特定距离处行进的光创建检测器中的干扰。跨越样本横向地(或旋转地)移动扫描机构产生二维和三维图像。因此，出于本发明的目的的OCT适于与可旋转的细长构件219(图3A-3B)或可旋转的内核34一起使用。
在频率域OCT中，能够发射一系列光学频率的光源激发干涉仪，干涉仪将从样本所返回的光与来自相同源的参考光束组合，并且组合光的强度根据光学频率记录以形成干涉光谱。干涉光谱的傅里叶变换沿着样本内的深度提供反射率分布。
在文献中描述了频率域OCT的若干方法。在谱域OCT(SD-OCT)(有时还被称为“光谱雷达”(Opticsletters，第21卷，第14号(1996年)第1087-1089页))中，光栅或棱镜或其他器件被用于将干涉仪的输出分散到其光学频率部件中。使用光学检测器的阵列测量这些分离的部件的强度，每个检测器接收光学频率或光学频率的分数范围。来自这些光学检测器的测量结果的集合形成干涉光谱(Smith,L.M.和C.C.Dobson，AppliedOptics28：第3339-3342页)，其中，通过功率谱内的波长相关条纹间隔确定到散射器的距离。SD-OCT已经通过分析光学检测器的阵列的单个曝光使得深度的扫描不是必要的，实现沿着辐射轴放置的多个散射器的距离和散射强度的确定。通常，光源同时发射宽广范围的光学频率。
备选地，在扫描源OCT中，干涉光谱是通过使用具有可调节的光学频率的源来记录的，其中源的光学频率扫描通过一系列光学范围，并且在扫描期间根据时间记录干涉的光强度。在美国专利号5321501中描述了扫描源OCT的范例。
一般地，时间域系统和频率域系统还可以基于系统的光学布局：公共波束路径系统和不同波束路径系统在类型方面变化。公共波束路径系统将所有产生的光发送通过单个光纤以生成参考信号和采样信号，然而不同波束路径系统对所产生的光进行分割，使得光的一部分引导到样本，并且另一部分引导到参考表面。在美国专利7999938；美国专利7995210；和美国专利7787127中描述了公共波束路径系统，并且在美国专利7783337；美国专利6134003；和美国专利6421164中描述了不同波束路径系统，其中的每一个的内容以其整体通过引用并入本文。
在又一实施例中，成像组件是光声成像装置。光声成像装置包括发射和接收成像信号的至少一个成像元件。在一个实施例中，成像元件包括至少一个声光换能器。在特定实施例中，声光换能器是光纤内的布拉格光纤光栅。另外，成像元件可以包括具有一个或多个布拉格光纤光栅(声光换能器)和一个或多个其他换能器的光纤。至少一个其他换能器可以被用于生成用于成像的声能。声音生成换能器可以是电声换能器或光声换能器。下文更详细地描述了适于使用在本发明的设备中的成像元件。
用于成像的布拉格光纤光栅提供用于测量通过光束所取得的两个路径之间的干涉的装置。部分反射布拉格光纤光栅被用于将入射光束分割为两个部分，其中，波束的一个部分沿着保持恒定的路径(恒定路径)行进并且另一部分行进用于检测改变的路径(改变路径)。然后，组合路径以检测波束中的任何干涉。如果路径是相同的，那么两个路径组合以形成原始波束。如果路径是不同的，那么两个部分将从彼此相加或相减并且形成干涉。因此，布拉格光纤光栅元件能够基于所接收的超声或声能，感测恒定路径与改变路径之间的改变波长。所检测的光学信号干涉可以被用于使用任何常规装置生成图像。
在美国专利号6659957和7527594、7245789、7447388、7660492、8059923中并且在美国专利公开号2008/0119739、2010/0087732和2012/0108943中更详细地公开了示范性光声成像组件。
在特定实施例中，成像元件布置在球囊的表面下面或其上。
成像元件可以是侧视成像元件、前视成像元件或它们的组合。在美国专利号7736317、6780157和6457365中并且在YaoWang,DouglasN.Stephens,和MatthewO’Donnellie,“OptimizingtheBeamPatternofaForward-ViewingRing-AnnularUltrasoundArrayforIntravascularImaging”,TransactionsonUltrasonics,Rerroelectrics,andFrenqencyControl，第49卷，第12号(2002年12月)中描述了前视超声组件的范例。在美国公开号2010/0220334,FlemingC.P.,WangH.,Quan,K.J.和RollinsA.M.,“Real-timemonitoringofcardiacradio-frequencyablationlesionformationusinganopticalcoherencetomographyforward-imagingcatheter.,”J.Biomed.Opt.15,(3),030516–030513((2010年))和WangH,KangW,CarriganT等人；在通过经皮穿刺的体内光学相干断层摄影成像中：向图像引导式射频消融J.Biomed.Opt.0001；16(11)：110505-110505-3，doi：10.1117/1.3656966中描述了前视光学相干断层摄影组件的范例。在特定方面中，成像组件包括侧视和前视能力二者。这些成像组件利用许可成像组件的不同频率在前视成像信号与侧视成像信号之间进行隔离。例如，对成像组件进行设计使得侧成像部分主要对侧视频率灵敏，并且前视成像端口主要对前视频率灵敏。在美国专利号7736317、6780157和6457365中描述了该类型的成像元件的范例。
图11到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，与使用在典型血管成形术流程中的导丝的导丝84通过患者的血管86引导到包括凝结90的处置部位88。导丝可以是成像和/或压力感测导丝，其二者在本领域中是已知的。例如，可从火山公司(加利福尼亚圣地亚哥)商购的多普勒导丝具有尖端安装式超声换能器并且可以使用在所有血管中(包括冠状动脉和外围血管二者)以在诊断血管造影术和/或介入流程期间测量血流速度。诸如的高级导丝可以供所描述的本发明使用。
导丝84被引导通过凝结90。适合的血管86包括但不限于身体的大的外围和小的脑血管。此外，如上文所提到的，管腔内设备10还具有用于处置和/或诊断其他身体部分中的其他疾病的各种成像应用或应用中的实用性。
如图12A中所图示的，管状体12滑过并且使用常规导丝上(over-the-guidewire)技术沿着导丝84前进。管状体12的成像元件205可以被用于在管状体前进时获得血管表面的实时图像。所获得的成像数据可以被用于确定凝结90的位置。额外地或者备选地，功能流量元件207可以被用于确定凝结90的位置。使管状体12前进，直到管状体12的能量递送区段18定位在凝结90处。根据包括管状体12的远端上的加热元件的方面，加热元件可以被用于消融管腔内设备10的前面的凝结90，使得可以使管状体12前进，直到能量递送区段18定位在凝结内。在特定实施例中，沿着管状体12的能量递送区段18定位不透射线标记(未示出)以辅助处置部位88内的管状体12的定位。
如图12B中所图示的，通过从导管10的近端区域14拉导丝84，同时保持管状体12固定，然后从管状体12撤回导丝84。这留下定位在处置部位88处的管状体12。
如图12C中所图示的，然后将内核34插入管状体12中，直到超声组件至少部分定位在管状体12的能量递送区段18内。一旦适当地定位内核34，则激活超声组件42以通过能量递送区段18将超声能量递送到凝结90。如上文所描述的，在一个实施例中，利用大约20kHz与大约20MHz之间的频率递送适合的超声能量。
在特定实施例中，超声组件42包括关于近似30cm与50cm之间的长度隔开的六十个超声辐射构件40。在这样的实施例中，导管10可以被用于在处置期间在不要求导管10的移动或重新定位的情况下处置细长凝结90。然而，将理解到，在经修改的实施例中，可以在处置期间在管状体12内使内核34移动或旋转。可以通过操纵内核34的近端集线器37同时保持后端集线器33固定完成这样的移动。
再次参考图12C，箭头48指示冷却流体流动通过冷却流体内腔44并且离开远端退出端口29。同样地，箭头49指示治疗混合物流动通过流体递送内腔30并且离开流体递送端口58到处置部位88。
可以在超声能量的递送之前、之后、期间或利用超声能量的递送间歇地递送流体。类似地，可以在超声能量的递送之前、之后、期间或利用超声能量的递送间歇地递送混合物。此外，成像元件205可以被用于对超声治疗的前进成像，并且功能流量元件可以被用于在超声治疗之后验证血流的重新建立。因此，可以与如上文所描述的各种不同的顺序执行图11到12C中所图示的步骤。
优选地，施加治疗混合物和超声能量，直到凝结90部分或全部溶解，其可以利用成像元件205或功能流量元件207确认。一旦凝结90已经溶解到期望的程度，则从处置部位88撤回管状体12和内核34。
根据特定方面，将从功能流量元件和/或成像组件所采集的数据发射给成像引擎、功能流引擎或经组合的成像/功能流引擎以用于到用户接口的经处理的数据的处理和递送。(一个或多个)成像和功能流引擎可以是成像系统的一部分，例如OCT或超声成像系统、功能流量系统或它们的组合。用于供本发明的导管系统使用的适合的经组合的成像/功能流系统是来自加利福尼亚火山公司的具有IVUS和FFR的火山s5/s5i成像系统。系统还可以被用于在流程期间控制功能流和成像组件。
另外，(一个或多个)成像和功能流量引擎可以耦合到用户接口。可以将用户接口并入成像/功能流量系统中。例如，用户与视觉接口交互以观看从成像组件和/或功能流量元件所接收的图像。通过电子设备中的处理器接收来自用户的输入(例如，参数或选择)。可以将选择绘制到可见显示器中。
在图18中图示了被配置为控制成像元件和功能流量传感器、处理所采集的数据和显示数据的示范性系统。如图18中所示，(一个或多个)成像和功能流量引擎859通过网络409与主机工作站433以及任选地服务器413通信。成像和功能流量引擎的数据采集元件855(DAQ)接收从成像元件和/或功能流量元件所采集的数据。引擎859对针对显示器和用户交互所要求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。可以使用I/O454、437或471(其可以包括监视器)显示图像。任何I/O可以包括与任何处理器421、459、441或475通信例如以使得数据存储在任何有形非暂态存储器463、445、479或429中的键盘、鼠标或触摸屏。服务器413一般地包括实现网络409上的通信并且将数据写到数据文件417的接口模块425。
适于计算机程序的运行的处理器以范例的方式包括通用和专用微处理器二者以及任何种类的数字计算机中的任何一个或多个处理器。一般地，处理器将从只读存储器或随机存取存储器或二者接收指令和数据。计算机的基本元件是用于运行指令的处理器和用于存储指令和数据的一个或多个存储器设备。一般地，计算机将还包括或操作性地耦合以从用于存储数据的一个或多个大容量存储设备接收数据或将数据传送到其或二者，例如磁盘、磁光盘或光盘。适于实现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，包括以范例的方式半导体存储器设备(例如，EPROM、EEPROM、固态驱动器(SSD)和闪速存储器设备)；磁盘(例如，内部硬盘或可移动磁盘)；磁光盘；和光盘(例如，CD和DVD磁盘)。处理器和存储器可以通过专用逻辑电路补充或者合并在专用逻辑电路中。
为了提供与用户的交互，导管系统的控制(例如，成像组件和功能流量元件)和从成像组件和功能流量元件所采集的数据的操纵可以实现在具有I/O设备的计算机上，例如，CRT、LCD、LED或用于将信息显示给用户的投影设备和诸如键盘和指点设备(例如，鼠标或轨迹球)的输入或输出设备，通过其用户可以将输入提供给计算机。其他种类的设备可以也可以被用于提供与用户的交互。例如，提供给用户的反馈可以是任何形式的感官反馈(例如，视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈)，并且可以以任何形式接收来自用户的输入，包括声音、语音和触觉输入。
导管系统(例如，成像组件和功能流量元件的控制)和从成像组件和功能流量元件所采集的数据的操纵可以实现在计算系统中，其包括后端部件(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，具有用户通过其可以与本文所描述的主题的实现方案交互的图形用户接口454或网络浏览器的客户端计算机449)或这样的后端、中间件和前端部件的任何组合。系统的部件可以以数字数据通信的任何形式或介质(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)和广域网(WAN)，例如因特网。
可以通过在引擎859和/或与引擎859相关联的一个或多个处理器(413、459、433、475)运行的一个或多个计算机程序实现从成像组件和/或功能流量元件所采集的数据的处理和用户操纵。一个或多个计算机程序产品包括有形地实现在信息载体中(例如，在非暂态计算机可读介质)中以用于由成像和功能流量数据处理系统(例如，可编程处理器、计算机或多个计算机)运行或控制成像和功能流量数据处理系统的操作的一个或多个计算机程序。计算机程序(还被称为程序、软件、软件应用、app、宏或代码)可以以任何形式的编程语言书写，包括编译或解释语言(例如，C、C++、Perl)，并且可以以任何形式部署，包括作为单独的程序或作为模块、部件、子例程或适于在计算环境中使用的其他单元。本发明的系统和方法可以包括以本领域中已知的任何适合的编程语言书写，包括但不限于C、C++、Perl、Java、ActiveX、HTML5、VisualBasic或JavaScript。适合的计算机程序包括火山公司的IVUS成像：成像系统和功能管理：压力和流量系统。
计算机程序不一定对应于文件。程序可以存储在保存其他程序或数据的文件417的部分中，专用于讨论中的程序的单个文件中或多个协调的文件中(例如，存储一个或多个模块、子程序或代码部分的文件)的其他程序或数据。计算机程序可以被部署为执行在一个计算机或多个计算机上，其可以定位在一个地点或跨越多个地点分布并且通过通信网络相互连接。
文件可以是例如存储在硬盘驱动器、SSD、CD或其他有形非暂态介质上的数字文件。可以通过网络409将文件从一个设备发送给另一设备(例如，如例如通过网络接口卡、调制解调器、无线卡或类似物将数据包从服务器发送给客户端)。
根据本发明，写文件涉及例如通过添加、移除或重新布置颗粒(例如，利用通过读/写头的到磁化的图案中的净电荷或偶极矩)来变换有形非暂态计算机可读介质，图案然后表示关于由用户所期望并且对用户有用的客观物理现象的信息的新搭配。在一些实施例中，写涉及有形非暂态计算机可读介质(例如，利用特定光学属性使得光学读/写设备可以然后读取信息的新并且有用的搭配，例如烧CD-ROM)中的材料的物理变换。在一些实施例中，写文件包括通过变换由浮栅晶体管制造的存储器单元的阵列中的物理元件变换例如NAND闪速存储器设备的闪速存储器装置和存储指令。写文件的方法在本领域中是众所周知的，并且例如可以通过程序或通过来自软件的保存命令或来自编程语言的写命令手动地或自动地调用。
通过引用并入
贯穿本公开，已经对诸如专利、专利申请、专利公开、杂志、书籍、论文、网络内容的其他文档做出参考和引用。此处，所有这样的文档出于全部目的以其整体并入本文。
等价方案
除本文所示出并且所描述的那些外，本发明的各种修改和其许多其他实施例将根据该文档的全部内容，包括对本文中所记载的科学和专利文献的引用，对本领域的技术人员变得显而易见。本文中的主题包含可以适于其各种实施例和其等价方案中的本发明的实践的重要信息、例示和指导。

Claims (52)

1.一种用于评价身体内腔和向其递送治疗的导管系统，所述导管系统包括：
细长主体，其定义第一内腔并且包括远端部分；
内部构件，其被配置用于插入所述第一内腔中，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
成像组件，其被定位于所述细长主体的所述远端部分处。
2.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述能量源是声学能量源。
3.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述治疗能量是超声能量。
4.根据权利要求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时在所述细长主体内平移。
5.根据权利要求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时在所述细长主体内旋转。
6.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述细长主体定义递送内腔，所述递送内腔提供所述细长主体的所述远端部分上的开口与所述细长主体的近端的端口之间的流体路径。
7.根据权利要求6所述的导管系统，其中，所述递送内腔与被定位在所述细长主体的所述远端部分处的多个开口流体连通。
8.根据权利要求1所述的导管系统，还包括被配置为接收所述身体内腔内的功能流量数据的数据收集器。
9.根据权利要求8所述的导管系统，其中，所述数据收集器选自包括以下项的组：流量传感器、压力传感器、以及它们的组合。
10.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述成像组件选自包括以下项的组：光声换能器和超声换能器。
11.根据权利要求10所述的导管系统，其中，所述超声换能器是基于阵列的换能器。
12.根据权利要求10所述的导管系统，其中，所述超声换能器是前视换能器。
13.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述内部构件包括第二成像组件。
14.一种用于评价血管和向其递送治疗的方法，所述方法包括：
提供导管系统，所述导管系统包括：
细长主体，其定义第一内腔并且包括远端部分；
内部构件，其被能移动地布置在所述第一内腔内，所述内部构件包括被配置为递送治疗能量的能量源；以及
成像组件，其被定位在所述细长主体的所述远端部分处；
将所述导管系统引入血管中；
对所述血管内的生物材料进行成像；并且
利用所述能量源将治疗能量递送到所述生物材料。
15.根据权利要求14所述的方法，还包括在所述递送步骤之后对所述血管进行成像。
16.根据权利要求14所述的方法，还包括将血栓溶解剂递送到所述生物材料。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述血栓溶解剂被传输通过所述细长主体的递送内腔并且通过定位在所述细长主体的所述远端部分上的开口递送到所述生物材料。
18.根据权利要求14所述的方法，其中，所述导管系统还包括被定位在所述细长主体的所述远端部分处的数据收集器，并且所述方法还包括利用所述数据收集器来获得所述血管内的功能流量测量结果。
19.根据权利要求18所述的方法，其中，所述数据收集器选自包括以下项的组：流量传感器、压力传感器、或者它们的组合。
20.根据权利要求14所述的方法，其中，所述能量源是声学能量源。
21.根据权利要求14所述的方法，其中，所述治疗能量是超声能量。
22.根据权利要求14所述的方法，还包括在递送所述治疗能量时在所述细长主体的所述第一内腔内使所述内部构件平移。
23.根据权利要求14所述的方法，还包括在递送所述治疗能量时在所述细长主体的所述第一内腔内使所述内部构件旋转。
24.一种用于评价身体内腔和向其递送治疗的导管系统，所述导管系统包括：
细长主体，其定义第一内腔并且包括远端部分；
内部构件，其被配置用于插入所述第一内腔中，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
压力传感器，其被定位于所述细长主体的所述远端部分处。
25.根据权利要求24所述的导管系统，其中，所述能量源是声学能量源。
26.根据权利要求24所述的导管系统，其中，所述治疗能量是超声能量。
27.根据权利要求24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时在所述细长主体内平移。
28.根据权利要求24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时在所述细长主体内旋转。
29.根据权利要求24所述的导管系统，其中，所述细长主体定义递送内腔，所述递送内腔提供定位在所述细长主体的所述远端部分处的开口与所述细长主体的近端上的开口之间的流体路径。
30.根据权利要求29所述的导管系统，其中，所述递送内腔与所述细长主体的所述远端部分处的多个开口流体连通。
31.根据权利要求24所述的导管系统，其中，所述压力传感器被配置为测量血流、血压、或者它们的组合。
32.根据权利要求31所述的导管系统，其中，所述压力传感器被配置为测量功能血液流量。
33.根据权利要求24所述的导管系统，还包括被配置为对所述身体内腔的表面进行成像的成像组件。
34.根据权利要求33所述的导管系统，其中，所述成像组件选自包括以下项的组：光声换能器和超声换能器。
35.根据权利要求33所述的导管系统，其中，所述超声换能器是基于阵列的换能器。
36.根据权利要求33所述的导管系统，其中，所述超声换能器是前视换能器。
37.根据权利要求24所述的导管系统，其中，所述压力传感器是微电子机械(MEMS)压力传感器。
38.根据权利要求24所述的导管系统，还包括被定位于所述细长主体的所述远端部分处的流量传感器。
39.一种用于评价身体内腔和向其递送治疗的导管系统，所述导管系统包括：
细长主体，其定义第一内腔并且包括远端部分；
内部构件，其被配置用于插入所述第一内腔中，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
流量传感器，其被定位于所述细长主体的所述远端部分处。
40.根据权利要求39所述的导管系统，其中，所述能量源是声学能量源。
41.根据权利要求39所述的导管系统，其中，所述治疗能量是超声能量。
42.根据权利要求39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时在所述细长主体内平移。
43.根据权利要求39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时在所述细长主体内旋转。
44.根据权利要求39所述的导管系统，其中，所述细长主体定义递送内腔，所述递送内腔提供定位于所述细长主体的所述远端部分处的开口与所述细长主体的近端的端口之间的流体路径。
45.根据权利要求44所述的导管系统，其中，所述递送内腔与所述细长主体的所述远端部分处的多个开口流体连通。
46.根据权利要求39所述的导管系统，其中，所述流量传感器是多普勒流量传感器。
47.根据权利要求46所述的导管系统，其中，所述流量传感器被配置为测量功能血液流量。
48.根据权利要求39所述的导管系统，还包括被配置为对所述身体内腔的表面进行成像的成像组件。
49.根据权利要求9所述的导管系统，其中，所述成像组件选自包括以下项的组：光声换能器和超声换能器。
50.根据权利要求48所述的导管系统，其中，所述超声换能器是基于阵列的换能器。
51.根据权利要求48所述的导管系统，其中，所述超声换能器是前视换能器。
52.根据权利要求39所述的导管系统，其中，所述流量传感器包括压电换能器。
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