DE60118700T2

DE60118700T2 - Intravaskulärer bildgebungsdetektor

Info

Publication number: DE60118700T2
Application number: DE60118700T
Authority: DE
Inventors: S. Jans Los Angeles IWANCZYK; E. Bradley Sherman Oaks PATT; J. Edward Los Angeles HOFFMAN
Original assignee: Gamma Medica Inc Northridge; Gamma Medica Inc
Current assignee: Gamma Medica Inc Northridge; Gamma Medica Inc
Priority date: 2000-01-04
Filing date: 2001-01-03
Publication date: 2007-04-05
Anticipated expiration: 2021-01-04
Also published as: US7813786B2; EP1246567A4; US20020001068A1; US20060195032A1; DE60118700D1; WO2001049162A2; EP1246567A2; ATE322863T1; US7359747B2; EP1246567B1; WO2001049162A3; AU3085101A; US7787933B2; ES2264683T3; US7328058B2; US20060195031A1; US20060178577A1; JP2003530544A; US20060224065A1

Description

QUERVERWEISE AUF VERWANDTE ANMELDUNGEN
Die vorliegende Anmeldung beansprucht gemäß 37 CFR § 1.78 die Priorität der am 4. Januar 2000 eingereichten vorläufigen US-Anmeldung Nr. 60/174.440 mit dem Titel "Intravascular Imaging Detector".
Die vorliegende Erfindung betrifft zudem die am 26. September 2000 eingereichte, übertragene US-Anmeldung Nr. 09/671.412 mit dem Titel "Methods and Apparatus for Characterizing Lesions in Blood Vessels and Other Body Lumens".
STAND DER TECHNIK
Koronarangiographie wird eingesetzt, um die Lumengröße von Blutgefäßen zu identifizieren und zu messen. Angiographie kann jedoch keine Informationen bezüglich Plaque-Gehalt liefern.
Die vorliegende Erfindung behandelt diesen Mangel durch Platzieren eines Bildgebungsdetektors in Arterien, um frühzeitige instabile Koronarplaque zu detektieren und zu kennzeichnen. Dadurch kann eine Signatur bereitgestellt werden, die für 70% aller Herzattacken relevant ist, welche durch minimal obstruktive, instabile Plaques verursacht werden, die zu klein sind, um mittels Angiographie detektiert zu werden.
Im US-Patent 5.424.546 ist ein Szintillatorzähler zur Detektion einer Intensität von β-Strahlen mit hoher Genauigkeit offenbart, der gegebenenfalls zur In-vitro- oder In-vivo-Detektion von β-Strahlen verwendet wird.
In vorliegender Erfindung ist ein Aufbau für einen intravaskulären Bildgebungsdetektor beschrieben, der zusammen mit systemisch verabreichten Plaque-bindenden betastrahlenden Radiopharmaka, wie z.B. 18-Fluordeoxyglucose (18-FDG) wirkt. Die erfindungsgemäße Vorrichtung erzielt diese Vorteile durch Identifizierung und Lokali sierung dieser Plaque-bindenden Beta- oder Konversionselektronen-strahlenden Radiopharmaka.
Intravaskuläre Bildgebungssonden, die gemäß der Prinzipien vorliegender Erfindung aufgebaut sind, ergeben Detektoren, die den schwierigen Randbedingungen der Anwendung hinsichtlich Gerätegröße, erforderlicher Empfindlichkeit und Übereinstimmung mit intravaskulären Erfordernissen gerecht werden.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht neu erzielte und kostenwirksame Therapien zur Verhinderung akuter koronarer Herzkrankheiten, wie z.B. instabiler Angina, akutem Herzinfarkt und akutem Herztod.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung stellt im Allgemeinen eine Vorrichtung zur intravaskulären Bildgebung bereit, um Koronarplaque in frühem Stadium und in vulnerabler Phase zu detektieren und zu kennzeichnen. Der Detektor funktioniert mittels Identifizierung und Lokalisierung Plaque-bindender betastrahlender Radiopharmaka.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst vorzugsweise einen Strahlungsdetektor mit einer vorbestimmten spezifischen räumlichen Auflösung, üblicherweise zwischen 1 bis 8 mm, noch bevorzugter zwischen 1 bis 3 mm. In manchen Ausführungsformen liegt der Detektor in Form einer Detektoranordnung vor. Die Detektoranordnung kann eine Vielzahl an Detektoreinheiten oder Pixeln umfassen, die in einen einzelnen Chip oder in separate Chips eingebaut sind. Die Detektoren sind üblicherweise in einen intravaskulären Katheter eingebaut, damit dieser durch das Körperlumen manipuliert werden kann, wobei gegebenenfalls ein Führungsdraht auf ziemlich gleiche Weise wie ein Ballonkatheter in der Angioplastie verwendet wird.
Gegebenenfalls können die erfindungsgemäßen Detektoren in einen Ballon oder eine andere dehnbare Struktur, wie z.B. einer biegsamen Membran, die während der Durchführung durch das Körperlumen zusammengedrückt oder entleert wird, einge bettet werden. Die Struktur kann sodann an einem Zielort so eingesetzt werden, dass der Detektor gegen das Innere der Arterienwand gedrückt wird, wodurch der Detektor mit der Plaque in Kontakt kommt. Dadurch wird das Teilchen-Gamma-Verhältnis sowie der Störabstand zur Bildgebung geladener Teilchen optimiert.
Beim Durchgang durch die Arterie können Software- oder andere Analysiermittel die vom Detektor erhaltenen Daten dekodieren, um in einem Suchmodus zu arbeiten. Der Suchmodus wird üblicherweise durch Zusammenzählen aller Pixel des Detektors durchgeführt, um eine schnelle Gesamtzählung zu erhalten. Nach Detektion einer Grenzbruttozählung (z.B. wird ein Bereich mit hoher Zählrate lokalisiert) kann die Software in einem Bildgebungsmodus umschalten, um ein Bild mit höherer Auflösung zu erzielen, wodurch die Plaque detaillierter dargestellt wird. Bei Ausführungsformen, die einen Ballon verwenden, kann der Ballon während der schnellen Bruttozählung in entleerter Anordnung gehalten werden, und der Ballon kann aufgeblasen werden, wenn die Detektoren in den Bildgebungsmodus umgeschalten werden.
Beispiele für Strahlungsdetektoren umfassen: 1) Szintillatoren; 2) Bildgebungsplatten; 3) Halbleiter; und 4) Ionisierungskammern. Jede der beschriebenen Ausführungsformen ergibt einen Detektor, der den schwierigen Randbedingungen der Anwendung bezüglich Gerätegröße, erforderlicher Empfindlichkeit und Übereinstimmung mit intravaskulären Erfordernissen gerecht wird.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung stellt vorzugsweise sowohl hohe Betateilchen-Detektionswirksamkeit als auch ausreichende Empfindlichkeit in dem von einer intravaskulären oder anderen medizinischen Katheterspitze gebotenen sehr geringen Detektorvolumen bereit.
Es wurden Monte-Carlo-Modelle zum Aufspüren von Betabahnen und abgelagerter Energie verwendet, um die Auswahl des Materials sowie Form und Größe der Pixelelemente zu steuern. Während das Volumen der Detektoren durch das arterielle Lumen eingeschränkt ist, sind die korrekten Pixelgrößen (seitlich) mit dem Betabereich (im spezifischen Detektor) vergleichbar. Monte-Carlo-Modelle wurden für F-18- Positronen und T1-204 durchgeführt. Die Simulationen wurden als Grundlage für das Detektordesign verwendet.
Die Empfindlichkeit wurde für Betateilchen für jeden der hergestellten Prototypdetektoren ebenfalls direkt gemessen. Dies erfolgte durch T1-204- und F-18-Strahler.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht hohen Wirkungsgrad für Betas und sehr geringe Detektionswirksamkeit für 511-keV-Gammas. Im Allgemeinen haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung Materialien mit hoher Ordnungszahl und hoher Dichte ausgeschlossen. Es wurde herausgefunden, dass Gase, Flüssigkeiten, leichte Kunststoffe und dünne Halbleiter mit niedrigem Z in dieser Hinsicht gegenüber Verbundhalbleitern mit hohem Z bevorzugt werden.
Die Empfindlichkeit und Immunität gegenüber Gammahintergrundstrahlung wird durch die Verwendung von Filterpapierscheiben, die bekannte F-18-Quellenaktivität aufweisen, bestätigt. Eine Reihe von Messungen wird herangezogen, aus der mittlere und Standardabweichungszählungen pro Sekunde ermittelt werden. Eine zweite Messreihe wird in der gleichen Anordnung herangezogen, mit der Ausnahme, dass dieses Mal ein 0,2 mm dickes Edelstahlstück vor die Detektorfläche platziert wird. Durch Teilen der Ergebnisse aus der ersten Messreihe durch die Menge der Aktivität auf der Scheibe wird die kombinierte Empfindlichkeit (der Betas und Photonen) ermittelt. Die Betaempfindlichkeit ergibt sich durch Abziehen der reinen Photonenrate von der kombinierten Zählrate. Die Ergebnisse werden gegen die im Bereich von Rauschpegel bis zu 495 keV (Compton-Kante für 511 keV) liegenden Energiegrenzen analysiert.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht, dass das Gerät so betrieben wird, dass der Detektor gegen das Innere der Arterienwand gepresst werden kann. Drei der beschriebenen Ausführungsformen, der Gasszintillator, der Halbleiterdetektor und der Ionisierungskammerdetektor, sind so aufgebaut, dass sie in einem Ballon oder einer anderen dehnbaren Struktur eingebettet werden können, die, obwohl sie sich während der Führung durch die Arterie oder durch ein anderes Körperlumen im entleerten Zustand befindet, an einer Plaque-Stelle aufgebläht werden kann. Der Ballon kann alternativ dazu während der Durchführung durch die Arterie entleert und anschließend an einer verdächtigen Stelle aufgebläht werden. Zudem weist der Detektor die Fähigkeit auf, in einem Suchmodus betrieben zu werden, indem sämtliche der Pixelantworten zum Erhalten einer schnellen Bruttozählung während der Durchführung durch die Arterie zusammengezählt werden. Die Vorrichtung wird in einen "Bildgebungs"-Modus umgeschaltet, um bei Lokalisieren einer Hochzählungsrate ein hochauflösendes Detail der Plaque zu erhalten.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht räumliche Auflösung in der Größenordnung von 1 mm, was ausreicht, um eine Plaque zu detektieren. Diese weist die gleiche Größenordnung wie der Betabereich auf. Die räumliche Auflösung wird durch Messen der Impulsantwort und zwischen den Elementen stattfindenden Nebensignaleffekten zwischen Bildgeber und Betateilchen bestätigt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht, dass die passiven Eigenschaften im Aufbau maximiert werden, die aufgrund des höheren Sicherheitsgrads während der Arbeitsgänge interessant sind. Bevorzugt wurden dabei Detektoren, die, aufgrund des höheren Sicherheitsgrads während der Arbeitsgänge, aus inerten Materialien bestehen.
Die Detektionsmechanismen der erfindungsgemäßen Vorrichtung ermöglichen, dass der Detektor das höchste Signal und die höchste Empfindlichkeit aufweist. Durch dieses Kriterium wird die Halbleiterdetektor-Herangehensweise bevorzugt, was den effizientesten Energietransfer bietet.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht einen Aufbau, der im Katheter und im Führungsdraht integriert werden kann.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die nachstehende detaillierte Beschreibung ergibt gegebenenfalls, zusammen mit den beigefügten Zeichnungen, worin ähnliche Bezugszeichen durchgehend ähnliche Elemente bezeichnen, mehr Aufschluss über die obigen und andere Merkmale der vorliegenden Erfindung, worin:
1 eine schematische Ansicht einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vorrichtung zur intravaskulären Bildgebung, um frühzeitige instabile Koronarplaques zu detektieren und zu kennzeichnen, ist;
2 eine schematische Querschnitts-Teilansicht einer Einzelfaser-Szintillierungs-"Kamera" ist, die eine an eine optische Faser gekoppelte Szintillierungsfaser anwendet;
3 ein Diagramm ist, welches das berechnete Bremsvermögen von Elektronen bis zu 2 MeV und den Bereich von Elektronen in Polystyrol bis zu 1.250 keV pro mm darstellt. Eine 1-mm-Faser stoppt 300 keV-Elektronen und über 300 ist das Bremsvermögen nahe 200 keV pro mm.
4 eine schematische Querschnitts-Teilansicht einer Multifaser-Szintillierungs-"Kamera" ist, bei der ein Bündel an Szintillatorfasern angewandt wird, die jeweils an eine optische Faser gekoppelt sind, wobei die physikalische Abweichung zwischen den Fasern zur Bereitstellung von Positionsinformation verwendet wird;
5 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die auf vereinfachte Weise eine Ausführungsform einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vorrichtung unter Einsatz einer Szintillierungs-Faser-"Kamera" darstellt, bei der eine Anzahl an verschiedenen Szintillatoren verwendet wird, die jeweils ein Emissionsspektrum aufweisen, das bezüglich Wellenlänge von den anderen abweicht; der Detektor wird dabei mit einem Wellenlängen-Dispersionsspektrometer ausgelesen;
6 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die auf vereinfachte Weise eine Ausführungsform einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vorrichtung unter Einsatz eines primären Flüssig-/sekundären Faser-Szintillatorpaar-Detektors darstellt; in dieser Figur befindet sich der Ballon während der Durchführung durch die Arterie in Richtung einer Plaque in entleertem Zustand;
7 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die auf vereinfachte Weise eine Ausführungsform einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vorrichtung unter Einsatz eines primären Flüssig-/sekundären Faser-Szintillatorpaar-Detektors darstellt; in dieser Figur befindet sich der Ballon in der Arterie an der Plaque-Stelle in aufgeblähtem Zustand;
8 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip des primären Flüssig-/sekundären Faser-Szintillatorpaars darstellt;
9 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die die Arbeitsprinzipien des Bildgebungsspeicher-Phosphordetektors darstellt;
10 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die die Arbeitsprinzipien des Bildgebungsspeicher-Phosphordetektors darstellt, worin ein speziell geformter Spiegel an der Vorderseite der optischen Faser verwendet wird, um den Anregungs- und Leseprozess aus dem Bildgebungsspeicher-Phosphordetektor zu verbessern;
11 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die auf vereinfachte Weise eine Ausführungsform einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vorrichtung unter Einsatz von Halbleiterteilchen-Detektorstreifen darstellt; in dieser Figur befindet sich der Ballon während der Durchführung durch die Arterie in Richtung einer Plaque in entleertem Zustand;
12 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die auf vereinfachte Weise eine Ausführungsform einer gemäß vorliegender Erfindung aufgebauten Vor richtung unter Einsatz von Halbleiterteilchen-Detektorstreifen darstellt; in dieser Figur befindet sich der Ballon in der Arterie an der Plaque-Stelle in aufgeblähtem Zustand;
13 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip des aufgeblähten Ballons mit vier im aufgeblähten Ballon angeordneten Siliciumdetektor-Streifen darstellt;
14A eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip der die Detektoren verbindenden Widerstands-Kette darstellt, die verwendet wird, um Signale bereitzustellen, wobei das Verhältnis zwischen dem Signal und einem herkömmlichen Signal dabei die Positionsinformation liefern kann;
14B eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip der die Detektoren verbindenden Kondensatorkette darstellt, die verwendet wird, um Signale bereitzustellen, wobei das Verhältnis zwischen dem Signal und einem herkömmlichen Signal dabei die Positionsinformation liefern kann;
15 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip des Ionisierungskammer-Detektors darstellt und zeigt, wie die Vorrichtung ausschaut, wenn sich der Ballon während des Vorrückens des Katheters in entleertem Zustand befindet;
16 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip des Ionisierungskammer-Detektors darstellt und zeigt, wie der Ballon bei Erreichen des Bereichs von Interesse mit Xenongas aufgebläht ist;
17 eine teilweise perspektivische Explosionszeichnung ist, die das Arbeitsprinzip der Ionisierungskammer darstellt, wobei die Kathode durch Einbettung einer Reihe von parallelen Drähten im Ballon gebildet ist;
18 ein Diagramm ist, das die als eine Funktion der Elektronenenergie hergestellten berechneten Ionenpaare bei verschiedenen Druckwerten für einen 1-mm-Detektor darstellt.
BESCHREIBUNG DER SPEZIFISCHEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Bezugnehmend auf 1 besteht eine Vorrichtung zur Bildgebung in Arterien 12 zur Detektion und Kennzeichnung frühzeitiger instabiler Koronarplaques 14 aus einer Bildgebungssondenspitze 20, die einen betaempfindlichen Miniaturdetektor umfasst. Dieser funktioniert durch Identifizierung und Lokalisierung von Plaque-bindenden Radiopharmaka, die Betateilchen 16 ausstrahlen. Der Strahlungsdetektor weist eine spezifische räumliche Auflösung von etwa 1 bis 3 mm auf. Er ist so in einen Arterienkatheter 70 eingebaut, dass er durch die Arterie mit einem Führungsdraht 28 auf fast gleiche Weise wie ein Ballonkatheter bei Angioplastie manipuliert werden kann. Nach Einbau in den Katheter 70 ist der Detektor der vorliegenden Erfindung mit der Datenerfassungselektronik 72 sowie einem Computer und einer Anzeige 74 verbunden, wodurch ein Bild der Plaqueverteilung bereitgestellt wird.
Eine spezifische Ausführungsform der gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung zusammengebauten intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20 besteht aus einer Szintillierungsfaser 22, die an eine wie in 2 angeführte klare optische Faser 24 gekoppelt ist. Szintillierungsfasern 22 sind Detektoren, die sich durch Vermischen von Szintillierungsphosphor (1 bis 2%) mit dem Polystryrol, das den Kern der am häufigsten verwendeten optischen Kunststofffasern bildet, ergeben. Durch das Phosphor im Kern findet die Maximalmenge an Szintillierungslicht 26 den Weg die klare optische Faser 24 zum Photodetektor. Die Szintillierungsfaser 22 ist mit einer klaren optischen Faser 24 zur Abgabe von Licht in einiger Entfernung von der Strahlungsstelle verbunden. Die einfachste Form eines solchen Detektors zur intravaskulären Bildgebung wäre ein Einzelsegment der Szintillierungsfaser 22, das an eine klare Einzelfaser 24 gekoppelt ist, die wiederum an einen Photodetektor 28 gekoppelt ist. Die Vorrichtung würde mit einem Kathetersystem 70 eingeführt werden, und durch Messen der Zählrate beim Durchführen der Vorrichtung entlang der Arterie würde die Verteilung der Radioaktivität "verbildlicht" werden. Die Schlüsselparameter der Vorrichtung sind das Bremsvermögen der Szintillierungsfaser für das Elektron, die Lichtausbeuten und die Veränderung der Lichtausbeute, wenn die Faser beim Platzieren in die Arterie oder beim Durchführen darin gebogen wird.
Szintillierungsfasern, die an optische Fasern und eine Photovervielfacher-Röhre angebracht sind, erzeugen am Photovervielfacher im Labor starke Signale. Beispielsweise erzeugten bei 535 nm ausstrahlende 3-HF-Szintillierungsfasern, bestrahlt von einer 204T1-Quelle, welche Betas bei einer ähnlichen Energie wie 18F ausstrahlt, starke Signale am Photovervielfacher. Sogar wenn die optische Faser in einer Reihe von Schleifen mit abnehmenden Durchmesser verdreht wird, bleibt die Signalstärke bis zu einem 1,5 cm großen Radius der Krümmung praktisch unverändert. Bei 1,0 cm wird die optische Faser permanent verdreht. Zur Unterbringung engerer Krümmungsradien können Bündeln mit kleineren Fasern verwendet werden.
Das berechnete Bremsvermögen von Elektronen bis zu 2 MeV und der Bereich von Elektronen in Polystyrol bis zu 1.25 MeV ist in 3 dargestellt. Aus der Figur geht hervor, dass eine 1-mm-Faser Elektronen mit 300 keV bremst und bei über 300 beträgt das Bremsvermögen fast 200 keV pro mm.
Die Menge an erzeugtem Licht variiert als Funktion der maximalen Elektronenenergie für verschiedene Betaquellen. Licht, das mit 300 keV erzeugt wird, eignet sich zur intravaskulären Bildgebung. Eine Faser mit 1 mm oder mehr Durchmesser eignet sich für sämtliche in Frage kommenden Radioisotope. Die Vorrichtung kann aus kurzen Segmenten von Szintillierungsfasern, die an optische Fasern geklebt werden, aufgebaut sein. Das Licht kann entlang der Faserlänge abwärts bis zu mehrere Meter übertragen werden. Die Lichtemission liegt im Bereich von 400 bis 600 nm.
Zu diesem Zweck können verschiedene Typen von Szintillierungsfasern verwendet werden. Da das Bremsvermögen im Wesentlichen für alle Fasern gleich ist, kann die Lichtausbeute durch die Wahl des Szintillators, der optischen Faser oder dergleichen optimiert werden.
In einer Ausführungsform einer gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebauten intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20 ist ein Bündel an Szintillierungsfasern 22 an klare, optische Fasern 24, wie in 4 dargestellt, gekoppelt, worin die Szintillierungsfasern 22 versetzt sind. Das Versetzen stellt die Positionsinformation bereit.
Eine solche Ausführungsform startet so mit sieben 0,3-mm-Szintillierungsfasern 22, sodass der Gesamtdurchmesser nach wie vor ~1 mm beträgt. Das Bremsvermögen jeder der 0,3-mm-Fasern 22 ist hoch genug, um 60 keV zu absorbieren, was für ein intravaskuläres Bildgebungssystem ausreicht.
Die Auflösung und Empfindlichkeit des Multifasersystems wird durch die Länge der Szintillatorsegmente 22 gesteuert. 2-mm-Segmente ergeben beispielsweise ein System mit sehr hoher Auflösung und geringer Empfindlichkeit, das nur 14 mm bedeckt, während 7-mm-Segmente ein System mit geringer Auflösung und hoher Empfindlichkeit ergeben, das etwa 49 mm bedeckt. Der physikalische Aufbau dieses Systems hat einige praktische Folgewirkungen, als dass das Führungsende eng ist und in engere Räume eindringen kann als das Einzelfasersystem. Es sollte jedoch zur Kenntnis genommen werden, dass die Szintillatoranordnungen in anderen Konfigurationen entlang einer Länge zwischen weniger als etwa 5 mm und 50 mm oder mehr verteilt sein können.
In einer als Beispiel dienenden Anordnung kommen in der Sonde Szintillierungsfasern zum Einsatz, die mit Kunststofffasern an eine positionsempfindliche Photovervielfacher-Röhre (PSPMT) gekoppelt sind. Die Szintillierungsfasern und die klaren Fasern weisen eine Länge von 5 mm bis 7 mm bzw. 1,5 m sowie einen Durchmesser von 0,5 mm auf. Es gibt sechs Szintillierungsfasern, die jeweils um 6 mm versetzt sind, um eine Bildgebungsvorrichtung zu ergeben, die einen Führungsdraht umgibt. Die Detektoranordnung weist einen Durchmesser von 1,9 mm und eine Länge von 38 mm auf. Die Fasern sind von einer dünnen, biegsamen, Kunststoffröhre umgeben, um sie vor Außenlicht abzuschirmen. Die Fasern sind mit einer einrastenden Flachsteckverbindung an die PSPMT verbunden. Das PSPMT-Bild wird mit einer Software dekodiert, um ein lineares Bild zu ergeben. Die Bildgebungssonde kann auch in einem Modus betrieben werden, der über einen Audioausgang verfügt, der dem Gesamtwert der detektierten instabilen Plaque entspricht. Die Vorrichtung wurde getestet, indem eine 204TI-Punktquelle am Detektor vorbeigeführt wurde, um die Funktion zu überprüfen. 204TI-Betas ähneln in ihrer Energie 18F-Betas. Systemauflösung beträgt 6 mm, wenn die Quelle 1 mm vom Detektor entfernt ist.
In einer Ausführungsform einer intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20, die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist, wird eine Reihe von verschiedenen Szintillator-Fasern 22 verwendet, die jeweils ein Emissionsspektrum aufwiesen, das hinsichtlich Wellenlänge von den anderen, wie in 5 gezeigt, versetzt ist. Ein geeigneter Detektor kann aus im Handel erhältlichen Szintillierungsfasern aufgebaut sein, die den Bereich von weniger als 400 nm bis mehr als 600 nm abdecken. Die Reihen an Segmenten 22 sind wie in 5 angeführt gestapelt, wobei das längste Wellenlängensegment (λ₁) an der Spitze zunehmend kürzere Wellenlängen (λ₂ bis λ_n) als eines in der Nähe der klaren optischen Faser 24 aufwies. Die längeren Wellenlängenemission verfügen nicht über die Energie, die fluoreszierenden Niveaus in den kürzeren Wellenlängenszintillatoren anzuregen und sollten einfach durch die stromabwärtigen Segmente zu übertragen sein. Das Licht wird zum Spektrometer 29 übertragen, bei dem ein Gitter oder ein anderes wellenlängenstreuendes Medium verwendet wird, um das Licht über einem positionsempfindlichen Photodetektor auszubreiten. Dadurch kommt es aus dem aus den Szintillierungsfasern ausgestrahlten Licht zu einem Spektrum, und bei Kalibrierung ergibt sich eine Eins-zu-Eins-Wechselbeziehung zwischen Position und Wellenlänge, was anschließend in ein lineares Bild der Arterie umgewandelt wird. Ein geeignetes 29 ist das CHEM2000-UV-VUS-Spektrophotometer von Ocean Optics, Inc.
Die in den vorherigen drei Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beschriebenen Arten von Detektoren 20 weisen einen hohen Grad an Sicherheit für den Patienten auf, indem sie keine elektrischen Verbindungen erforderlich machen und keine potenziell gefährlichen Substanzen verwenden sowie keinen hohen Druck anlegen.
In einer Ausführungsform einer intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20, die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist, wird ein Ballon 30 die Arterie 12 in wie in 6 dargestelltem entleertem Zustand hinaufgeführt. Eine an eine klare Faser 24 angebrachte 5 bis 10 cm lange Szintillierungsfaser 22 ist, wie in 6 und 7 gezeigt, im Inneren des Ballons 30 angeordnet. Wenn der Ballon 30 den Bereich des Interesses, der eine verdächtige Plaque 14 aufweist, erreicht hat, wird er mit einer wie in 7 gezeigten flüssigen Szintillierungslösung 32 aufgeblasen. Der primäre Flüssigszintillator 32 kann mehr Masse für das Bremsvermögen bereitstellen.
Der primäre Flüssigszintillator 32 weist das primäre Fluor auf, das ein Betateilchen 16 absorbiert und primäres Szintillierungslicht 34 mit kurzer Wellenlänge ausstrahlt. Der Kern der optischen Szintillierungsfaser 22 enthält ein sekundäres Fluor, das die Photonen aus dem primären Fluor 34 wirksam absorbiert und anschließend längeres Wellenlängenlicht 26 ausstrahlt, das die klare optische Faser 24, wie in 8 gezeigt, hinunterwandert. Eine bewegliche Lichtabschirmung 38 stellt wie in 7 angeführte Positionsempfindlichkeit bereit. Im Bruttozählmodus kann die bewegliche Lichtabschirmung 38 von der optischen Faser 22 wegbewegt werden, damit Bestrahlung mit der gesamten optischen Faser wechselwirkt. Im Bildgebungsmodus kann die bewegliche Lichtabschirmung 38 über die optische Faser 22 bewegt werden, um Positionsempfindlichkeit bereitzustellen. Verglichen mit den in 2 bis 5 beschriebenen Szintillierungsfaser-Ausführungsformen, ergibt der Querschnitt des aufgeblähten Ballons eine 2 bis 3 mal bessere geometrische Wirksamkeit und die zusätzliche Dicke bremst eine größere Fraktion der Betas mit höherer Energie. Der Ballon 30 besteht aus einem Material, das sowohl stark ist und nicht in Lösungsmitteln, wie z.B. Toluol, das üblicherweise bei der Herstellung von Flüssigszintillatoren verwendet wird, gelöst wird.
In einer Ausführungsform einer gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebauten intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20 ist eine Szintillierungs-Imaging-Plate-Phosphorbildplatte 40 in Form eines etwa 5 cm langen Schlauchs ausgebildet und umgibt eine wie in 9 angeführte klare optische Faser 24. Die Imaging-Plate-Bildplatte 40 wird verwendet, um die Verteilung der auf der Imaging-Plate-Bildplatte aufgezeichneten Betas zu lesen. Der Detektor ist zum Bremsen von Betateilchen 16 optimiert und weist mechanische Biegsamkeit auf, um in den Arterien 12 beweglich zu sein. Die gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaute intravaskuläre Bildgebungssondenspitze 20 kann das Signal aus vielen Betavorfällen im Speicherphosphor 40 aufnehmen. Die gespeicherte Energie bleibt stabil bis mit einem Laserstrahl 42 durch eine klare optische Faser 24 gescannt wird. Dieselbe optische Faser 24 wird verwendet, um das Laserlicht 42 auszusenden und das Ausleselicht 46, das dem wie in den 9 und 10 gezeigten Speicherbild entspricht, zu übertragen. Dies kann durch Verwendung eines Filters 44 erzielt werden, aufgrund der Differenz zwischen der Wellenlänge des Laseranregungslichts 42 (630 nm) und der Wellenlänge des Lichts 46 (400 nm), das durch Laseranregung freigesetzt wird. Wie aus den 9 und 10 hervorgeht, kann ein konkav-konisch geformter Spiegel 48 an der Vorderseite der klaren optischen Faser 24 verwendet werden, um das Licht zu einem Ring 49 zu bündeln, wodurch die Anregung und der Lesevorgang an der spezifischen gewünschten Stelle verstärkt wird. Das Scannen des Bildes kann durch Bewegen der optischen Faser 24 zusammen mit ihrem integrierten Spiegel 48 entlang der Bildplatte 40 erfolgen.
In einer Ausführungsform einer gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebauten intravaskulären Bildgebungssondenspitze 20 wird ein Betadetektor auf Siliciumbasis (oder auf Basis eines anderen Halbleiters) für die intravaskuläre Bildgebung verwendet. Das Basisdetektorkonzept, was den Erfindern der vorliegenden Erfindung als Ausgangspunkt dient, ist eine Kette von einzelnen Si-Pin-Detektoren 52, die, wie in 11 gezeigt, aus Streifen 53 aufgebaut sind.
Wie in 12 gezeigt, werden die einzelnen Detektorelemente 52 in Serie geschaltet, um biegsame lineare Anordnungen 50 zu bilden, die zwischen Innen- 54 und Außenschichten 55 eines wie in 11 gezeigten Ballons 30 platziert werden können. Der Ballon 30 wird während der Durchführung durch die Arterie 12 zur Plaque, wie in 11 gezeigt, zusammengedrückt. Der Kardiologe überprüft dabei die Gesamtsignal sämtlicher Detektoren 52 während dieses Übergangs. Wenn das Signal auf hohe Aufnahme und mögliche instabile Plaque hinweist, kann der Ballon so aufgebläht werden, dass die Detektoren gegen die Plaque 14 in der Arterienwand, wie in 12 gezeigt, gedrückt werden. In einer Ausführungsform des vorliegenden Detektors sind zwischen ein und vier Streifen 53 in die Katheter 70 mit verschiedenem Französisch eingesetzt. Eine maßstäbliche Zeichnung einer Ausführungsform eines aufgeblähten Ballons 30 mit vier Streifen 53 ist in 13 angeführt. Im klinischen Bereich wählt der Kardiologe das Katheterlumen hinsichtlich spezifischer Informationen über den Zustand der Patientenarterien aus.
In der intravaskulären Sondenspitze 20 auf Halbleiterdetektorbasis kann eine Kette von Widerständen 56 (oder Kette von Kondensatoren 56') verwendet werden, die, wie in den 14A und 14B gezeigt, die Detektoren verbinden. Die Detektoren und ihre Auslesekette (ein Dickschichtverfahren) können auf einer dünnen biegsamen PC-Platte platziert werden. Das Signal wird von jedem der Enden der Kette (Leiter 1 57 und 2 58) ausgelesen. Das Verhältnis zwischen einem herkömmlichen Signal und dem Signal aus der Kette gibt Informationen darüber, in welchem Pixel die Betawechselwirkung stattgefunden hat.
Die Detektoren 52 der vorliegenden Erfindung können mit dem eingebauten Verbindungspotenziel im photo-voltaischen Modus betrieben werden, was passives Betreiben des Detektors ermöglicht.
Die Detektoren 52 der vorliegenden Erfindung können, wie in 14 gezeigt, unter einer Vorspannung 59 betrieben werden. Die Detektoren werden hergestellt, indem äußerst hochbeständiges Ausgangsmaterial verwendet wird, um die Spannung zu reduzieren, die an den Detektor angelegt werden muss, um diesen zu entleeren. Si-Pin-Detektoren, die aus > 10-kohmcm-Material hergestellt sind, ergeben bei nur 8 Volt der angelegten Vorspannung und < 800 pA/cm² Kriechstrom vollständige Verarmung. Das Si-Ausgangsmaterial wird auf 200 μm oder dünner poliert. In einem solchen Fall kann der Dunkelstrom < 5 pA (sogar bei Körpertemperatur) für die Dioden mit einer aktiven Fläche von 0,5 × 0,5 mm² betragen.
Die Detektoren 52 der vorliegenden Erfindung werden mit Schutzringstrukturen hergestellt, um den Strom zu reduzieren. Dies nimmt am Rand der jeweiligen Vorrichtung einen gewissen Raum ein. Die Vorrichtungen mit einer aktiven Fläche von 0,5 × 0,5 mm² können auf Düsen mit 0,75 × 0,75 mm² angewandt werden.
In einer Ausführungsform ist eine intravaskuläre Bildgebungssondenspitze 20 gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut, indem ein Ballon 30 mit Xenongas 60, wie in den 15 und 16 gezeigt, befüllt wird. Der Detektor wird anschließend als eine Ionisierungskammer mit der Anode betrieben, die aus einem Draht 64 ausgebildet ist, der durch die Mitte des Ballons 30 verläuft und der Kathode 62, die durch Einbettungsdrähte (oder Drahtgeflecht) im Ballon, wie in 17 gezeigt, ausgebildet ist. Die Kathodendrähte 64, die im Erdpotenzial sind, können physikalisch im Inneren des Ballons angebracht sein und ein zusätzliches Isolierungsmaschenwerk 66 kann im Inneren der Kathode oder die Kathode umgebend angebracht sein. Ein Isolierschlauch 68 kann verwendet werden, damit das System seine Positionierungsinformationen erhalten kann. Bei vollständig zurückgezogenem Isolierschlauch 68 kann der Detektor als ein nicht-bildgebender hocheffizienter Zähler betrieben werden.
Der Detektor kann bei 10 und 20 Volt auf der Anode betrieben werden. eine Schutzschaltung kann so konstruiert sein, dass die Netzspannung augenblicklich abgeschaltet wird, wenn der Strom einen gefährlichen Wert, wie z.B. ein Nanoampere, erreicht. In einem Gasdetektor, der gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist, erfolgt die Überführung abgelagerter Energie viel effizienter als der Sekundär-Szintillierungsvorgang. Obwohl Xenongas über geringes Bremsvermögen verfügt, ist die Anzahl an Ionenpaaren hinsichtlich eines Feststoffes oder eines Flüssigstoffes dennoch nach wie vor signifikant. 18 führt die Ionenpaare an, die als Funktion von Elektronenenergie bei verschiedenen Druckwerten für einen 1-mm-Detektor hergestellt werden. Daraus geht hervor, dass bei 10 atm zumindest 200 Ionenpaare für sämtliche Energien hergestellt werden. Wenn sich der Ballon ausdehnt, könnte sich die Anzahl an Ionenpaaren auf 600 erhöhen. Rauscharme Vorverstärker mit 20 bis 100 rms Elektronen können diese Anzahl an Elektronen bewältigen und stellten einen guten Rauschabstand bereit. Bei höheren Gasdrucken kommt es, wie in 18 gezeigt, zu einem gleichzeitigen Anstieg des Signals. Drucke bis zu 10 atm oder darüber sind praktisch.
In einem weiteren Aspekt beschreibt die vorliegende Anmeldung Kits (Bausätze), die Katheter, Gebrauchsanleitungen und eine Verpackung umfassen. Die Katheter sind im Allgemeinen jene, die oben beschrieben sind, und die Gebrauchsanleitungen legen sämtliche der oben beschriebenen Verfahren dar. Die Verpackung kann jede beliebige herkömmliche Verpackung für medizinische Vorrichtungen sein, einschließlich Beutel, Wannen, Schachteln, Schläuche oder dergleichen. Die Gebrauchsanleitungen werden üblicherweise auf ein getrenntes Papier gedruckt, wobei sie auch vollständig oder teilweise auf einen Abschnitt der Verpackung gedruckt sein können. Gegebenenfalls können die Kits einen Führungsdraht, Radiopharmaka zum Binden an die instabile Plaque oder dergleichen umfassen.
Wie Fachleuten auf dem Gebiet klar ist, kann die vorliegende Erfindung andere spezifische Ausführungsformen aufweisen, ohne von ihren essenziellen Merkmalen abzuweichen. Während beispielsweise einige Ausführungsformen der Bildgebungsdetektoren als in einem Ballon angeordnet angeführt und beschrieben sind, können andere Ausführungsformen des Katheters ohne den Ballon hergestellt werden. Folglich dient die vorangegangene Beschreibung zur Veranschaulichung, jedoch nicht als Einschränkung des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung, der in nachstehenden Ansprüchen dargelegt ist.

Claims

Intravaskulärer Bildgebungskatheter zur Detektion von radiopharmazeutischen Markern in einem Körperlumen, wobei der Katheter Folgendes umfasst: einen Katheterkörper, umfassend einen proximalen und einen distalen Abschnitt; eine Detektoranordnung zur Detektion der radiopharmazeutischen Marker, wobei die Detektoranordnung am distalen Abschnitt des Katheterkörpers angeordnet ist; und Mittel zur selektiven Inbetriebnahme der Detektoranordnung in zumindest einem Gesamtzählratenmodus und einem Bildgebungsmodus.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung im Gesamtzählratenmodus Pixel in der Detektoranordnung zusammenzählt, um eine Gesamtzählung der radiopharmazeutischen Marker in einem Abschnitt eines Körperlumens zu erhalten.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung im Bildgebungsmodus eine höhere Detailauflösung eines Körperlumens erzielt.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung eine räumliche Auflösung von ein bis drei Millimeter bereitstellt.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung Folgendes umfasst: eine Vielzahl an Szintillatoren, die in einem Kanal im Katheterkörper angeordnet ist; eine optische Faser, die im Inneren des Kanals im Katheterkörper angeordnet ist, worin ein distales Ende der optischen Faser mit den Szintillatoren gekoppelt ist; einen Photodetektor, der mit einem proximalen Ende der optischen Faser gekoppelt ist; und eine Datenerfassungsanordnung, die mit dem Photodetektor gekoppelt ist.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung eine Anordnung aus Szintillatoren, die entlang der Länge des Katheterkörpers verteilt sind, umfasst.
Katheter nach Anspruch 6, worin die Szintillatoren der Anordnung entlang einer Länge von in etwa zwischen 5 mm und 50 mm verteilt sind.
Katheter nach Anspruch 6, worin jeder Szintillator der Anordnung aus Szintillatoren mit einer eigenen optischen Faser gekoppelt ist.
Katheter nach Anspruch 6, worin die Anordnung aus Szintillatoren eine Vielzahl an entlang einer Achse ausgerichteten Szintillatoren umfasst, worin jeder der Szintillatoren ein Emissionsspektrum aufweist, dessen Wellenlänge zu jener der anderen Szintillatoren in der Anordnung versetzt ist.
Katheter nach Anspruch 9, worin ein proximaler Szintillator der Anordnung optisch mit einer optischen Faser gekoppelt ist, die an ein wellenlängenstreuendes Medium anbringbar ist.
Katheter nach Anspruch 1, weiters umfassend eine biegsame Membran, die am distalen Abschnitt des Katheterkörpers angeordnet ist, worin die Detektoranordnung im Inneren des Ballons angeordnet ist.
Katheter nach Anspruch 11, worin die Detektoranordnung Folgendes umfasst: eine Szintillationsfaser, die mit einer optischen Faser gekoppelt ist, worin die Szintillationsfaser im Inneren der biegsamen Membran angeordnet ist; eine bewegliche Bildgebungsabschirmung, die über einem Abschnitt der Szintillationsfaser angeordnet ist; und einen Flüssigszintillator, der im Inneren der biegsamen Membran bereitgestellt ist.
Katheter nach Anspruch 11, worin die Detektoranordnung eine biegsame Anordnung aus Halbleiterdetektoren, die mit der biegsamen Membran gekoppelt sind, umfasst, worin der Ballon in seiner aufgeblähten Konfiguration die Anordnung der Detektoren angrenzend an eine Körperlumenwand platziert.
Katheter nach Anspruch 11, weiters umfassend: eine Anode, die im Inneren der biegsamen Membran angeordnet ist; eine bewegliche Isolierhülle, die über der Anode angeordnet ist; Kathoden, die an der biegsamen Membran angebracht sind; und ein Xenongas, das im Inneren der biegsamen Membran bereitgestellt ist.
Katheter nach Anspruch 1, worin die Detektoranordnung Folgendes umfasst: eine optische Faser, die beweglich im Inneren des Katheterkörpers angeordnet ist; ein Laser, der ein Laserlicht mit einer ersten Wellenlänge bereitstellt; eine Imaging-Plate-Bildplatte, die um einen distalen Abschnitt der optischen Faser herum angeordnet ist und die radiopharmazeutischen Marker aufnimmt, worin das Laserlicht mit der Bildplatte wechselwirkt, um die Aussendung eines Ausleselichts von der Bildplatte und die Übertragung dessen entlang der optischen Faser zu verursachen, worin das Ausleselicht eine zweite Wellenlänge aufweist und sich die zweite Wellenlänge von der ersten Wellenlänge unterscheidet.
Katheter nach Anspruch 15, weiters umfassend ein mit einem proximalen Ende der optischen Faser gekoppeltes Filter.
Katheter nach Anspruch 15, weiters umfassend einen mit einem distalen Ende der optischen Faser gekoppelten Spiegel zur Bündelung des Laserlichts und des Ausleselichts.
Katheter nach Anspruch 15, worin die radiopharmazeutischen Marker Betateilchenmarker umfassen.