CN116322522A - 用于由连续成像引导的放置的脑室外引流探头组合体和超声管心针 - Google Patents

Abstract

本发明涉及脑室外引流手术装置，其旨在当脑脊液不能自由循环时，使用植入脑室中并与引流系统连接的引流管暂时(EVD：脑室外引流)或持续(例如：VPS脑室‑腹腔分流术)引流脑脊液。本发明涉及EVD和VPS探头二者，及其在放置步骤期间用于治疗急性或慢性脑积水并因此治疗脑室扩张的用途。本发明在工业上可应用于医学领域，并且特别是手术领域。

Description

用于由连续成像引导的放置的脑室外引流探头组合体和超声 管心针

技术领域

本发明涉及脑室引流手术装置，其旨在当脑脊液不能自由循环时，使用植入脑室中并与引流系统连接的引流管暂时(EVD：脑室外引流)或永久(例如：VPS，脑室-腹腔分流术)引流存在于颅腔中的脑脊液。本发明涉及EVD探头和VPS探头二者及其在放置步骤期间用于治疗急性或慢性脑积水并因此治疗脑室扩张的用途。本发明在工业上可应用于医学领域，并且特别是手术领域。

脑积水对应于脑室系统内流体的异常积聚，提高后者的体积并因此提高颅内压。用导管进行脑室引流，以通过引流脑脊液(CSF)从而降低颅内压来控制颅内压。

EVD探头由通常由硅酮制成的脑室引流导管组成，其被置于刚性导丝上，外科医生用该导丝将EVD探头植入到患者脑室系统中。贯穿颅钻通小孔(钻孔)，并将EVD探头插入穿过硬膜然后是脑，刺通脑实质直至靶脑室。

徒手放置EVD探头需要神经外科医生通常基于外部解剖标志来估计靶脑室的三维位置。脑室的直径通常仅为0.5至3cm并且可位于5至50毫米、并且优选4cm或更大的视野深度下。估计出靶脑室的位置后，将EVD导管推穿过脑直至靶脑室。徒手方法无法将外表上不明显的患者解剖结构中的潜在不规则性考虑在内。诸如颅内扩张性病变(血肿、水肿、肿瘤等)、残留脑穿通性腔、遗传变异等因素也可影响靶脑室的位置。

导管的“直觉”放置有时需要从业者进行多次尝试，导致超过一次穿过脑组织才能实现EVD导管的所需放置。

根据文献，放置的脑室引流探头中有高达65％其远端处于非最佳位置(在最佳脑室靶标之外)。其中近三分之一是无功能的，并需要修改和重新整合。与EVD导管放置不当相关的可能并发症可包括脑内出血、卒中、邻近脑结构的损伤以及需要进行重复操作以替换放置不当的导管。当需要多次尝试放置EVD时，也报道了更高的感染率。

已经探索了数种解决方案，特别是用颅外成像系统来协助导管定位(需要第二钻孔的与EVD探针同时的脑实质表面上的超声、以立体定向状态放置或由虚拟现实引导的脑扫描仪)、使用GHAJAR导向装置以限制相对于颅表面的定位、使用引入到引流管中的超声管心针以通过引导使用者进入脑室的线性超声来提供深度信息。

现有技术

现有技术中己知的是专利WO2015108917，其描述了用于从患者的蛛网膜下隙引流脑脊液的可植入分流装置，该装置包括具有第一和第二对端的分流器(第二端适于穿透患者的乙状窦、横窦、右窦或矢状窦的壁)、单向阀、在所述第二端和单向阀之间延伸的中空通道(使得脑脊液可从第二端引流并通过所述阀排出)以及与分流器耦合并且适于将分流器锚定在蛛网膜下隙附近的期望位置的机械装置。

还己知文章Dual Orientation 16-MHz Single-Element Ultrasound NeedleTransducers for Image-Guided Neurosurgical Intervention(作者Yun Jiang，ZhenQiu，et al.)School of Engineering&Physical Sciences Institute of Sensora，Signals&Systems Institute of Mechanical，Process&Energy EngineeringEnergyAcademy。该文章涉及将超声装置并入到通常用作介入工具的活检针类型中，以在外科手术期间向神经外科医生提供反馈。为了确定进入靶向的组织部位的最合适的路径，已经使用了面向前方或侧方的单元件换能器。

在一个不同的领域，即允许不在颅腔中而是在脊柱处不时地采集脑脊液样品的脊柱穿刺领域，己知专利申请WO2017192603，其涉及针递送系统，该系统包含针和与针的远端连接的超声换能器元件。该系统还包含针约束组件，其被配置为仅接收和约束针在角运动范围内的转动自由度。该系统还包含超声数据处理器，其被配置为与所述换能器元件通信以接收超声检测信号并与针传感器系统通信以接收针角定向信号。

现有技术的这种解决方案涉及由急诊医师或神经科专家进行的对脑脊液(CSF)进行采样的操作，脑脊液是诊断中枢神经系统(central nervous system，CNS)的许多疾病和病症中的重要流体。为了进行该操作，医生触诊下背部并确定L3至L5椎骨。一旦确定，医生继续施加局部麻醉药，然后插入和推进针(通常是Quincke针)。

当脑脊液不能自由循环时，该解决方案不适用于在脑室中植入旨在与引流系统连接的引流管的操作。

现有技术的缺点

现有技术的解决方案并不完全令人满意，因为它们仅以仅探索单线(其是超声探头的轴向射线)的一维模式提供深度信息。该信息仅在探头的引导和定向的相关性方面部分帮助了从业者。它们被设计成最小化横截面以允许通过横截面小于1.7mm的细引流导管。

为了利用现有技术解决方案提供的信息，从业者必须学会解释该信息，这可能需要大量的时间才能使从业者在操作期间立即反射性地解释该信息。

发明内容

本发明旨在通过包含EVD探头和可插入到所述EVD探头中的超声管心针的脑脊液引流系统来克服现有技术的缺点，所述脑脊液引流系统的特征在于所述超声管心针包含刚性管，在刚性管远端提供有形成束的扫描换能器，其轴沿着所述超声管心针的纵轴被引导。

在最广泛的意义上，本发明涉及根据权利要求1的包含EVD探头或VPS探头的脑脊液引流系统。

所述引流系统由以下组成：外径为1.9至5毫米的柔性管和在其远端配备有超声换能器的管心针(其可插入至所述管中)以及包含显示屏的回声测探仪，显示屏图像计算为由所述超声探头提供的信号的函数，所述引流系统的特征在于：

-所述管心针包含外径对应于所述管的内径的刚性管，其仅包含所述换能器的供电线，不包含光纤，所述刚性管在其远端提供有直径与所述刚性管的直径相同并且在所述刚性管的轴上具有0至100毫米的成像深度的换能器，

-所述管(10)的远端由实心且可变形的尖端(12)封闭

-所述管的近端(图6)具有在超声探头近端的固定系统。该固定系统具有5个目的：1)限制所述超声管心针在其插入期间在VD管中的纵向碰撞，2)限制所述管(10)与所述超声管心针之间的旋转，3)固定所述管心针在所述管中插入的深度，4)在所述超声管心针和所述引流管之间形成经固定的系统，以防止组件的两个元件中的一个或另一个移动，以及5)在所述超声探头的远端产生有助于其使用的流体空间。

-所述固定系统可以是螺钉、卡口、锚、Velcro或凹槽类型，此列表是非限制性的。在一种变型中，承载所述固定系统的所述管的近端被加固并可从其功能部分拆卸。可移除部分可以是预打孔的，或者可使用切割装置(例如手术刀或医用剪刀)在术中切开。有利地，该可拆卸部分将是透明的，以能够在视觉上确认组件的正确连接。在另一种变型中，所述固定部分是螺纹(Huer锁型)并且是不可移除的，有助于并固定其与收集管及其袋的连接(图6)，因此使得与传统咬合系统相比，其可限制失配。

在一种变型中，管具有与中心孔互补的较长纵轴的一个或更多个内部侧孔。这些孔中的一些或全部响应于超声管心针的互补形状(以分段翅片或纵向叶片的形式)，以使它们的连接最大化并限制组件远端的旋转度。或者，这些孔中的一个或更多个将有利地使得可从组件的近端在超声管心针的压电元件与VD管的尖端内表面的界面处滴注反回波发生(trans-échogène)流体(例如生理血清)。

所述管的截面是圆形的。或者，所述管的截面将是不对称的，在侧向内孔旁边增厚以在移出超声管心针之后维持令人满意的抗弯曲性(图6)

超声管心针以及可能地VD管呈现近端视觉标记，使得在组件的实质内插入期间有助于操作者的空间定位并且可知道超声探头的定向。

系统提供B型超声成像。

根据一种变型，所述回声测探仪提供B型超声成像，其与包括颜色模式、脉冲多普勒、功率和3D模式的至少一种其他成像模式相关。

有利地，所述换能器是扫描换能器。

根据一种变型，系统还包含围绕所述管心针的无菌外壳，并且在所述换能器接合的所述管心针的端部中包含超声凝胶。

根据另一种变型，所述管的远端底部具有与所述换能器的外部形状互补的形状。

根据第一实施方案，所述尖端呈锥形形状。根据另一个实施方案，所述尖端呈半球形/替代形状，目的是通过其产生的超声束的偏转来限制光学像差的产生(最终导致超声伪影)。

EVD管的尖端和/或整个EVD管由生物相容性材料制成，其生物力学特性类似于通常预期用于引流探头的那些，并且有利地，使用具有最低的超声束的可能衰减系数的材料制成。出于相同的目的，可有利地降低该尖端的厚度。

有利地，所述尖端包含超声凝胶或滴注的无菌水。该滴注可在超声扫描仪-管组装之前通过将VD管预先浸入生理血清的池中或通过将生理血清通过管的内腔滴注来完成。在一种变型中，组件将被固定并且顺行安装将通过侧向内孔或者通过使用来自VD管的锥形尖端的针的直接穿刺来完成。

根据一种变型，所述系统还包含执行用于预处理由所述扫描换能器提供的信号的计算机程序的计算机，所述预处理在于对所述管的所述尖端中的传播条件变化施加补偿。

优选地，所述换能器的工作频率为4Mhz至15Mhz，更有利地为10Mhz。

根据一种变型，探头的尖端包含回波发生标记。

附图说明

参考附图，本发明的其它特征和优点将在阅读以下详细实施方案时变得清楚，所述附图分别示出了：

[图1]图1示出了根据本发明的系统的截面图。

[图2]图2示出了根据第一实施方案的探头端部的视图。

[图3]图3示出了根据第二实施方案的探头端部的视图。

[图4]图4示出了根据第三实施方案的探头端部的截面图。

[图5]图5示出了根据第四实施方案的探头端部的截面图

[图6A]图6A示出了根据第一位置的管心针的视图。

[图6B]图6B示出了根据第二位置的管心针的视图。

[图6C]图6C示出了根据第三位置的管心针的视图。

[图7A]图7A示出了根据本发明的管的几何形状的第一变型的截面图。

[图7B]图7B示出了根据本发明的管的几何形状的第二变型的截面图。

[图7C]图7C示出了根据本发明的管的几何形状的第三变型的截面图。

[图7D]图7D示出了根据本发明的管的几何形状的第四变型的截面图。

[图7E]图7E示出了根据本发明的管的第一变型的横截面图。

[图7F]图7F示出了根据本发明的管的第一变型的横截面图。

[图7G]图7G示出了根据本发明的管的第二变型的横截面图。

[图8A]图8A示出了具有实心尖端的根据本发明的管的截面图。

[图8B]图8B示出了具有实心尖端的根据本发明的管在引入反回波发生流体之后的截面图。

[图8C]图8C示出了具有实心尖端的根据本发明的管在引入流体和超声管心针之后的截面图。

[图8D]图8D示出了具有中空尖端的根据本发明的管的截面图。

[图8E]图8E示出了具有中空尖端的根据本发明的管在引入反回波发生流体之后的截面图。

[图8F]图8F示出了具有中空尖端的根据本发明的管在引入超声管心针然后通过槽引入流体之后的截面图。

[图8G]图8G示出了具有中空尖端的根据本发明的管在引入流体和超声管心针之后的截面图。

[图9]图9示出了根据本发明的管的截面图。

[图10]图10示出了超声管心针的截面图。

[图11]图11示出了由接合在脑室引流管中的管心针形成的系统的截面图。

具体实施方式

本发明涉及这样的系统，所述系统包含由用于引导植入的超声管心针(20)和引流管(10)构成的EVD探头或VPS探头。

引流管(10)的外径通常为1.9毫米至5毫米，并且内径为1.7毫米至3.5毫米。管心针(20)的外径通常比引流管的内径小0.5毫米，管心针具有将换能器与超声系统连接的电线通道的中央通道。

根据超声探头的功率和尖端的形状，所述管的远端处的尖端的厚度为1至7mm。该尖端是实心的，或者更有利地，其具有适合多普勒管心针表面的椭圆形或四边形中心孔。在组件中，该孔是最大的椭圆形、锥形、椎体或四边形形状或甚至是类似形状以容纳多普勒管心针-柔性外壳组合体。例如，其可以是硅酮、基于硅酮的材料，也就是说其包含至少10％的硅酮、橡胶、塑料、聚酰胺、聚醚嵌段酰胺、聚碳酸酯、聚酰亚胺或聚四氟乙烯，此列表是非穷举的。

引流管(10)在远端和侧面穿孔，在大约20mm的跨度上具有直径为大约2mm的多个孔(12)。这些开口可以是孔、洞、孔口或槽，并且一直穿过至穿过管(10)的膜。这些开口优选具有适合于水、脑脊液和血液通过的尺寸。所述孔、洞、孔口或槽可根据它们允许脑脊液流动的能力进行调节，其可以是圆柱形、锥形或卵圆形的可变形状，此列表是非穷举的。孔之间的距离是可变的，范围为1至4mm，以允许脑脊液适当流动。

端部形成锥形或椎体形或椭圆形尖端(11)并且是非刚性的。该尖端是实心的，具有近端内孔以匹配超声探头的远端的形状，但可具有适合于接收柔性外壳-多普勒管心针组合体或流体界面的形状的内孔。

柔性引流管(10)旨在在患者中短期或长期植入，以在急性或慢性脑积水的情况下引流脑室系统。一旦该管(10)在EVD的情况下就位，该管与使用收集袋的重力引流系统连接，并且一旦该管(10)在VPS的情况下就位，该管与连接至腹膜或脉管系统的引流系统连接。

在VPS的情况下，柔性引流管在其远端部分具有相同的特征(尖端、洞、孔或引流孔口)。颅内长度为4至9cm，具有直角以允许使用储液器将管施加到颅腔，接着是引流管，其将与旁通阀连接。引流管和超声管心针间的连接区域可被切割以与阀连接。

该引流管(10)的通道使得可容纳由可移出的刚性芯棒(其长度超过引流管(10)的长度)形成的超声管心针(20)，以有助于将装置引入到脑实质中并在放置所述EVD/VPS探头之后有助于其移出。超声管心针包含由线(22)供电的扫描超声换能器(21)。例如，这是ALOKA UST 534品牌换能器。使用翅片将该超声管心针沿着孔区域插入到引流管中，并且其最终位置由近端固定系统锁定以固定组件并产生有助于超声探头操作的远端流体空间。组件的引入将根据超声管心针的标记来定向，该超声管心针指示超声束及其前部的定向。

换能器的有源元件主要由压电材料(任选复合压电材料(piézocomposite)，任选多层)以及一组至少两个使得在压电材料的厚度下可产生电场的电极组成。优选地，在有源元件的正面上将一个或更多个声学适应层集成到该有源元件中，以有助于朝换能器的前方进行声学转移。

换能器有利地通过环氧树脂胶黏合到管心针(20)的远端。

该换能器可由压电微换能器网络或由MEMS型支撑物的振荡运动驱动的单个换能器组成。其在锥形尖端(11)的前方递送环境的2D或3D信号，以允许操作者在安装引流管通过患者脑实质期间引导刚性芯棒的前进和定向。信号由B型的2D超声扫描仪使用，以提供探头前方区域的图像。

工作频率通常为10Mhz。换能器(21)与回声测探仪连接。

该超声装置必须具有“B”超声模式(2D解剖成像)，可能伴随“C”模式(颜色)、“D”模式(多普勒)、功率模式和/或3D模式，成像深度在0和50至100毫米之间。超声探头优选为线性、曲线或微凸型的，但可对应于任何类型的超声探头，使得可沿着所述管心针(合适的IVUS型微探头(血管内)、梯形探头等)的纵轴获得B型超声图像。

在尖端(11)不均匀的情况下，由换能器提供的信号可通过计算机应用数字处理来校正，以补偿由构成尖端(11)的材料引起的传输中的变化和取决于拍摄角度的厚度的变化。

尖端构形

图2至图5示出了柔性管(20)的尖端(11)的不同构形。其可以是如图2中示出的锥形或如图3中示出的半球形。

脑室引流管的远端以尽量反回波发生的生物相容性材料制造，以使得尽可能无创伤。

其厚度和几何构造将旨在降低光学像差伪影和超声束的衰减。

其还可接收容纳在探头(21)和尖端(11)内侧之间的超声凝胶(15)，如图4或图5中所示。

无菌超声凝胶通过无菌柔性外壳(16)与超声管心针的尖端连接，产生装载在引流探头内的柔性外壳-多普勒管心针组合体。在该变型中，EVD探头的内径略大于所述柔性外壳-多普勒管心针组合体的外径(图2)。柔性外壳的长度使得一旦在多普勒探头上展开，它就始终超过颅腔的表面，并且保持小于多普勒管心针长度的长度(大约为6至20cm)。

或者，在引流管的换能器-尖端界面处直接滴注反回波发生流体(例如盐水)。这种滴注可在组装管-超声管心针组合体之前进行，或者在组装之后通过与接收所述管心针的中心孔互补的管的内孔进行，或者通过使用细针从所述管的尖端的后表面处的空间直接穿刺进行。因此，在这些变型中，在引流管内的超声管心针的部分的长度将略小于所述管的内孔的长度，以产生有助于使用超声探头的流体空间。

任选地，探头的尖端包含侧向回波发生标记，其目的是在经颅超声图像上形成可见参照。

近端部分的构形

图6示出了使得可达到两个组件之间的连接的超声探头和引流管之间的外螺纹和内螺纹螺距。一旦锁定，螺纹使得可1)限制VD管在其插入期间的纵向碰撞，2)限制管(10)和超声管心针之间的旋转，3)固定管心针插入到管中的深度，4)产生固定在超声管心针和引流管之间的系统，以防止组件的两个元件中的一个或另一个的移动，以及5)在超声探头的远端产生有助于其使用的流体空间。该最后一点确保了管/超声界面处存在紧固的流体空间，无论组件远端处组件被赋予的运动如何(图6)。

或者，所述引流管的螺纹允许其与收集管以及与袋(X)连接，限制相对于传统咬合系统的失配的风险。在另一种变型中，固定系统位于管的最近的区段上，并且在手术中可移出。

前管部分的构形

图6A至6C示出了具有较厚前部部分的所述椭圆形管的前部部分，在其内部部分具有槽，允许所述超声探头的翅片被接收，以避免不正确的路径并确保引入。

在其外前部分有标记，指示在脑实质内的超声探头的定向和引入方向(图6)。

本发明的实施

使用在冠状缝前方距中线侧面2或3cm的解剖标志来制造点状皮肤开口。然后制造直径为约5mm至3cm的钻孔，使硬膜开口，并且有时使硬膜凝固。

用注射器沿着引流管的内孔滴注无菌水，以产生适合于使用超声探头的远端流体收集。

将超声管心针(20)通过以下接合在VD探头的管(10)的中心内孔中来加固管心针：将超声探头的翅片插入到脑室引流管的侧面内孔中以避免任何方向指错直到被近端固定系统锁定。在最终组件中，在流体界面由先前滴注盐水保证的情况下，将超声换能器嵌入脑室引流管的尖端中。组件使得可获取关于管(10)的尖端的环境的信息并定向操作者的姿势。螺距的锁定是在插入与脑实质接触的组件之前完成的，并且是通过超声管心针和管表面上的标记的视觉控制以及在变型中通过直接的视觉控制来完成的。操作者将VD探头的尖端置于脑实质表面上，并使脑室靶标可视化。通常地，在EVD的情况下，其对应于身体同侧侧脑室的前角，以及在VPS的情况下，其对应于身体同侧脑室交界。一旦识别，操作者就在连续的超声引导下逐渐推动组合体穿过脑实质，直到到达靶标。

然后通过拧松近端螺纹并在引流管的内孔中滑动翅片、释放EVD引流管的腔以及允许CSF通过其近端立即回流来将超声管心针(20)从管(10)中取出。吸引机制可仅基于重力。为此，流体收集袋必须位于头部下方，以获得虹吸作用。

在与穿孔端(12)相对的端部，将配有与管的连接端片的吸引系统(Micro-Vac型，Elite Surgical Supplies)拧入到EVD探头中，以允许稳固连接，降低适应不良的风险并降低该并发症中固有的感染风险。所产生的低压适于临床背景，通常为1巴。在VPS的情况下，引流系统与调节流量的引流阀连接，并且整个过程通过位于腔静脉处的脉管系统或腹膜的腹腔导管继续进行。

由此从颅腔提取的CSF的体积使得可控制和治疗严重的颅内高压，从而避免了其诱发的多种并发症。

如果进行脑室一腹腔分流术(VPS)或脑室-心房分流术(VAS)，则制造耳后皮肤切口；制造2至3cm的钻孔。使硬膜凝固，并随后切开。将超声管心针装载到VPS探头中。操作者将插入VPS探头中的超声管心针组合体的尖端放置在脑实质表面上，并使脑室靶标可视化。通常地，其对应于脑室交界。一旦识别，操作者就在连续的超声引导下逐渐推动组合体穿过脑实质，直到到达靶标。然后取出超声管心针，释放VPS导管的腔，并允许CSF通过其近端立即回流。该组件将与旁通阀和腹腔或心房导管连接。

管外径

对于无脑室内出血的引流应用，优选选择外径为1.5至1.9毫米的管。

对于有脑室内出血的引流应用，将优选选择外径为2.5至5毫米的管，以及优选小于4毫米的管。

管尖端构形

图7A至7G示出了管(10)的可变形尖端的不同实施方案。它可能呈现：

-具有厚度基本恒定的前表层(peau)的略微凹的端部(图7A)，以形成半球形中空前端

-具有厚度基本恒定的前表层的锥形端(图7B)，以形成中空的尖的端部

-具有平面横向底部的锥形端(图7C)，以形成实心的尖的端部。

图7D示出了实心且可变形尖端的高度a，包含0.7mm至7mm。

管(10)的壁厚度n为约0.7mm，并且内孔为1.9至3mm(图7E)。

管(10)的外径为1.9至4mm。

图7F示出了一种变型，其中管(10)的壁具有形成孔的槽(17)，该槽的深度小于壁的厚度，即小于0.7mm。任选地，在槽处提高壁厚度。

该孔使得可将反回波发生流体注射到管(10)的底部中。

图8A至8C示出了具有实心且可变形尖端以及任选地用于在引入管心针之前注射反回波发生流体的槽的管(10)，所述管心针在其远端携带超声换能器。该流体可通过侧孔(17)或通过中心孔来引入。

图8D至8G示出了具有中空且可变形尖端以及任选地(图7G)槽(17)(以在管心针下方注射反回波发生流体)的管(10)，所述管心针在其远端携带超声换能器，循环通过内腔(18)进行(图8E)。

反回波发生流体的滴注

根据第一实施方案，在插入超声管心针之前将流体引入到管中，使得探头与填充中空尖端的内部体积的流体接触。

根据第二实施方案，将超声管心针引入到管中，并随后将流体通过在管(10)的壁中形成的纵向孔(17)注射到管中。

根据第三变型，将超声管心针引入到管中，并随后通过注射器将反回波发生流体注射到探头尖端的内部体积中，注射器的针穿过管(10)的壁。

脑室引流系统

图9至图11举例说明了本发明，并呈现了单独的脑室引流探头(图9)、单独的超声管心针(图10)和在脑室引流探头中接合的管心针(图11)。

探头(10)具有部分(30)，其在用于引入管心针(20)的开口侧具有较厚的壁和/或由比探头(10)的材料更刚性的材料制成。探头的开口端的边缘具有视觉标记(31)以提供角度参照。部分(30)具有内螺纹(35)，其用于固定具有互补螺纹(36)的管心针(22)。该螺纹(35)还可使得随后固定流体引流袋。

探头(10)具有变细的槽(40)，其任选地允许探头(10)的上游部分被切断。

管心针(22)还具有视觉标记(33)，其允许检查管心针相对于探头(10)的角度定向及其正确的角度对齐以及观察方向。

尖端(11)的底部包含反回波发生流体(36)，其提供超声探头和引流探头(10)之间的界面。管心针(20)从引流管(10)的增厚部分(30)略微突出。

根据一种变型，壁增厚是不对称的。

Claims (14)

1.用于脑室引流的脑脊液引流系统，其包含由柔性管(10)和可插入到所述管(10)中的管心针(20)组成的EVD探头或VPS探头以及回声测探仪，所述管心针(20)在其远端提供有超声换能器(21)，所述回声测探仪包含屏幕，用于显示作为所述超声换能器(21)所提供信号的函数而以B型计算出的解剖图像，

所述用于脑室引流的脑脊液引流系统的特征在于：

所述管心针(20)包含外径与所述管(10)的内径相对应的刚性管，所述刚性管仅包含所述超声换能器(21)的供电线，不包含光纤，所述刚性管在其远端提供有直径与所述管(10)的直径相同并在所述管(10)的轴中具有成像深度的换能器(21)，所述管心针包含该组合体的近端固定系统，

以及特征在于：

所述管(10)的远端由封闭且可变形的尖端(12)封闭。

2.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述尖端(12)是中空的，以形成用于接收反回波发生流体的袋。

3.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述引流管(10)具有用于暂时接合超声管心针的螺纹(31)。

4.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述回声测探仪提供B型超声成像，所述B型超声成像与包括颜色模式、脉冲多普勒、功率和3D模式的至少一种其他成像模式相关。

5.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述换能器是扫描换能器。

6.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于其还包含围绕所述管心针(20)的无菌外壳，并且所述管心针(20)与所述换能器(21)接合的端部中包含超声凝胶。

7.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述管(10)的远端底部具有与所述换能器(21)的外部形状互补的形状。

8.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述尖端呈锥形形状。

9.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述尖端呈半球形形状。

10.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于其还包含执行用于预处理由所述扫描换能器提供的信号的计算机程序的计算机，所述预处理在于对所述管(10)的所述尖端(12)中的传播条件变化施加补偿。

11.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述探头的尖端包含回波发生标记。

12.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于固定系统使得可将两个元件的组件结合在一起，并在所述超声探头的远端产生稳定的流体空间。

13.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述引流管的内部部分具有用于流体流动的最佳孔，以在所述引流管远端内部部分产生有助于使用所述超声探头的环境。

14.根据权利要求1所述的用于脑室引流的脑脊液引流系统，其特征在于所述引流管的近端包含用于连接所述引流管和由管和收集袋构成的引流系统的连接器。

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