KR20010031350A - 혈관 폐색의 광음향적 제거 - Google Patents

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피터 엠. 셀리어스
리챠드 에이. 런던
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빅터 씨. 에쉬
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Abstract

본 발명은 인간 신체내의 유체통로의 부분적 또는 완전 폐색은 그 통로에 광섬유열을 위치시키고 섬유들을 따라 한번에 하나씩 치료 방사선 펄스를 가하여 폐색을 쳐서 유화하는 충격파와 유체역학적 흐름을 생성시키므로서 제거하는 방법에관한 것이다. 본 발명의 바람직한 적용은 작은 뇌혈관으로부터 혈액응괴(혈전성 또는 색전성)를 제거하여 허혈성 발작의 영향을 없애는 것이다. 이러한 광음향적 치료중에 발생하는, 뇌혈관 벽을 손상시키는 열의 양을 최소화하도록 작동 파라메터 및 기술이 선택된다. 그러한 기술 중 하나에 발생될 것으로 예상되는 증기 거품을 생성하는 유체역학적 흐름의 존재를 광학적으로 모니터하고 그러한 거품을 생성하지 않는 광섬유를 따라 전파되는 열생성 펄스를 중단시키는 것이다.

Description

혈관 폐색의 광음향적 제거{PHOTOACOUSTIC REMOVAL OF OCCLUSIONS FROM BLOOD VESSELS}
미국정부권리
미국정부는 로렌스 리버모어 내셔날 래버러토리(Lawrence Livermore National Laboratory)의 연구에 대한 미국 에너지성과 유니버시티 오브 캘리포니아(University of California) 사이의 계약 번호 W-7405-ENG-48에 의거하여 본 발명에서 권리를 갖는다.
부분적 또는 완전히 차단된 혈관을 개방하기 위한 의료 과정이 이용가능하다. 동맥벽 상의 침착물을 기계적으로 제거하므로서 관상동맥에서 충분한 혈류를 회복하기 위하여 혈관 형성술이 오랫동안 사용되어 왔지만 완전히 폐색된 혈관을 열기에는 그렇게 성공적이지는 못했다. 광섬유는 동맥으로 차단물질이 있는 지점에 삽입하여 플라크 및 특정 형태의 응괴와 같은, 동맥의 차단물질을 직접 제거하는 레이저 기술이 제안되었지만 이 기술은 실제적으로는 제한적으로만 사용되었다. 차단물질을 기계적으로 파괴하기 위하여 동맥내의 플라크 또는 응괴에 대하여 음파를 발생시키는 초음파 에너지를 사용하는 여러가지 방법이 제안되었지만 이들 기술을 사용하는 의료 과정을 널리 이용되지 못했다. 동맥에 있는 플라크와 응괴를 파괴하고 혈관 확장을 위해 광음향 기술이 제안되었는데, 여기에서는 하나 이상의 광섬유가 혈관에 삽입되어 광섬유를 통해 혈관에 전달된 방사 펄스가 차단물에 대하여 압력 또는 음파를 생성한다.
뇌내의 주혈관은 매우 작은데 일반적으로 직경에 있어서 3㎜를 초과하지 않으며 대부분의 부위에서는 그것보다 훨씬 더 작다. 대부분의 뇌혈관은 모세혈관이 될 때까지 직경에 있어서 계속 감소한다. 작다는 것 이외에, 뇌혈관벽은 신체의 다른 부분에 있는 혈관벽 보다 연약하고 주변 조직에 보다 느슨하게 연결되어 있다.
뇌혈관에 혈전이 형성되거나 색전이 위치되면 허혈 발작(ischemic stroke)이 발생한다. 뇌혈관에 신선한 혈액의 공급이 갑작스럽게 중단되면 이들 혈관에 이어서 뇌조직에 산소의 공급이 중단된다. 발작의 심각성은 이러한 상황이 발생된 뇌조직의 양 및 그 위치에 좌우된다. 일반적으로, 보다 큰 뇌혈관이 차단되었을 때 보다 심각한 발작이 발생하는데, 이는 이들이 작은 혈관보다 보다 많은 양의 조직에 혈액을 공급하기 때문이지만 1㎜이하 또는 0.5㎜ 이하의 직경을 갖는 혈관의 차단도 아주 심각할 수 있다.
발작이 발생된 뇌혈관이 혈류가 완전히 정지된 후 약 6시간 이내에 뚫리지 않을 경우에는 산소 고갈 뇌조직에 대한 발작의 영향이 종종 크게 역류된다. 이 시간내에 차단이 해제되면 출혈 지점에서 차단된 혈관 벽의 열화가 방지된다. 그 결과, 많은 사람들이 발작 발생후 수시간내에 뇌혈관의 응괴를 제거하기 위한 기술을 개발하기 위해 노력해왔다.
그러한 기술 중 하나는 응괴를 기계적으로 제거하기 위해 차단된 혈관에 카테터를 위치시키는 것이다. 그러나, 이것은 혈관이 매우 작고 매우 굴곡이 심하며, 약하게 붙어있고 연약한 벽을 갖고 있기 때문에 추가의 혈관 손상을 야기하지 않고 위치시키기가 어렵다. 또다른 방법으로는, 응괴를 기계적으로 제거하지 않고 용해시키기 위한 시도로서 환산성 약물(lytic drug)을 정맥 주입하는 것이다. 환산성 약물의 성공율을 개선하기 위한 시도로서 이 약물을 차단지점에 있는 카테터를 통하여 차단된 혈관에 직접 도입한다. 그러나, 이러한 기술들은 높은 성공율을 갖지 못했다.
따라서, 본 발명의 일차적인 목적은 인간뇌의 응괴된 혈관을 재개방시키기 위한, 증가된 성공율을 갖는 기술을 제공하는 것이다.
본 발명의 또다른 중요한 목적은 신체의 다른 부분의 부분적 또는 완전 폐색을 제거하기 위한 기술을 제공하는 것이다.
본 발명의 또다른 목적은 혈관에 대한 부대적인 손상을 야기하지 않고 인간 신체의 차단물, 특히 뇌혈관의 응괴를 제거하기 위한 기술을 제공하는 것이다.
본 발명의 또다른 목적은 이러한 기능을 수행하기 위한 실제적인 기구 및 시스템을 제공하는 것이다.
발명의 요약
본 발명의 이러한 목적 및 다른 목적들은 본 발명의 다양한 형태에 의해 수행되는데 간단하고 일반적으로는, 이 차원 패턴으로된 다수의 작은 직경 광섬유를 함유하는 카테터가 폐색부에 인접하게 위치되고, 개별적으로 충격파가 거품의 팽창 및 소멸로부터의 압력파를 생성하기에 충분한 기간과 에너지양을 갖는 방사 펄스가 연이어 동시에 한번 광섬유를 따라 향하게 되는데, 충격파와 압력파는 모두 차단물로 향하여 그것을 파괴하고 혈관을 통한 혈액의 흐름을 회복하게 한다. 동맥 또는 정맥내의 응괴는 이 방법으로 유화된다.
매우 작은 직경의 광섬유를 사용하므로서 상대적으로 작은 양의 방사 펄스 에너지를 갖는 소정의 충격파 및 압력파가 생성되고 이에 의해 저수준으로 혈관에 대한 열 입력량을 유지할 수 있는 것으로 발견되었다. 본 발명에 따른 적절한 열 처리는 폐색물에 인접한 혈관벽을 손상시킬 가능성을 감소시키고, 이것은 특히 뇌의 상대적으로 얇은 벽 혈관에 있어서 중요하다. 또한, 소정의 압력파로 효율적으로 변환되지 않은 방사 펄스는 유용한 작업을 수행하지 않고 그 지역을 가열하는 입력 에너지를 방지하기 위하여 종료되는 것이 바람직하다. 동력 입력을 낮게 유지하는 것 이외에 치료중 폐색지역으로 부터 떨어져 있는 열을 운반하기 위하여 카테터를 통하여 액체 냉각제가 도입될 수 있다.
본 발명의 또다른 목적, 특징 및 잇점은 첨부 도면을 참고로 하여 하기의 상세한 설명으로부터 보다 잘 이해될 것이다.
본 발명은 일반적으로 광 섬유 매체를 통하여 혈관내에 압력파를 생성하므로서 혈관의 부분 폐색 또는 완전 폐색을 제거하는 것에 관한 것으로서 보다 상세하게는, 인간의 뇌내 혈관으로부터 혈액 응괴(clot)를 제거하는 것에 관한 것이다. 여기에 사용된 용어인 ″응괴″는 혈관의 혈전성, 색전성 또는 어떤 다른 완전 폐색을 말한다.
도 1은 다중 광섬유 전달시스템을 사용하여 뇌혈관의 응괴를 제거하기 위해 본 발명을 적용한 것을 도시한 것이다.
도 2는 응괴를 유화시키기 위해 혈관에 위치된 본 발명의 카테터를 도시한 것이다.
도 3은 도 1과 도 2의 카테터 및 전달시스템의 사시도이다.
도 4는 도 3의 카테터에 사용된 광섬유의 단면도 및 단부를 도시한 것이다.
도 5는 혈관 벽 및 혈전에 의한 스펙트럼 방사 흡수 곡선을 도시한 것이다.
도 6은 도 3의 카테터 단부에서 종료되는 다중 광섬유로부터의 방사선에 의한 응괴의 노출을 개략적으로 도시한 것이다.
도 7A-E는 도 3의 카테터에 있는 광섬유 중 하나에 의한 충격파와 압력파의 형성을 시간 순서에 따라 개략적으로 도시한 것이다.
도 8은 도 3 카테터의 다양한 크기의 광섬유에 대하여 다양한 크기의 거품을 생성하는데 요구되는 방사 펄스 에너지의 양을 도시하는 곡선의 일족을 포함한다.
도 9는 선행기술에 사용된 변수의 전형적인 셋트에 대한 본 발명에 사용된 변수의 바람직한 범위를 비교한 3차원 그래프이다.
도 10은 도 1에 도시된 기구의 전기 광학적 다이아그램이다.
도 11은 도 10의 기구 시스템의 시스템 제어부의 전자 회로 블록 다이아그램이다.
도 12A-I는 도 11의 시스템 제어 회로의 다양한 신호를 도시한 타이밍 다이아그램이다.
도 13A-E는 확장 규모를 갖는 도 12의 타이밍 다이아그램의 일부를 도시한 것이다.
본 발명은 일반적으로 어떤 인간 혈관의 부분적 또는 완전한 폐색을 형성하는 물질을 제거하는 것에 관한 것으로서, 특히 혈액 흐름이 완전히 또는 실질적으로 차단된 혈관을 개방시키는 것에 관한 것이다. 보다 상세하게는, 본 발명의 바람직한 실시예는 허혈성 발작이 야기된 뇌혈관으로부터 응괴를 제거하는 것에 관한 것이다. 혈액의 흐름이 발작개시 수시간 내에 혈관에서 회복되면 차단된 혈관의 영구적인 손상을 피할 수 있다.
발작 증상을 갖는 환자에게 본 발명의 기술을 적용하기 전에 의사는 발작이 뇌혈관의 출혈 또는 차단에 의해 야기되었는지를 먼저 측정한다. 이것은 일반적으로 표준 컴퓨터 단층(CT)X-선 검사를 사용하여 측정된다. 발작이 차단된 뇌혈관에 의해 야기된 것으로 CT 검사에서 측정된 경우에는 표준 혈관 확장술 검사를 사용하여 차단물 위치를 측정한다. 이 검사는 차단물이 응괴인지를 측정하는데도 사용될 수 있다. 이 검사는 최소한 저하된 기능이 발작 때문인 것으로 믿어지는 부분의 혈관에 X-선 대비액을 주입하고 뇌를 X-선 촬영하여 수행된다. 차단물이 혈관에 존재할 경우에는 차단물을 지난 혈관망이 X-선 검사에 나타나지 않는데 이는 대비액이 차단물을 지나서 흐르지 못하기 때문이다. 혈관과 혈관내의 응괴부 또는 다른 이 방법으로 정확하게 측정된다.
이후, 냉각액을 운반하기 위한 관(lumen)을 갖는 다중 광섬유 카테터가 차단물에 인접하게 그 단부가 있도록 혈관에 삽입된다. 그러한 삽입 중 하나가 도 1과 도 2에 도시되어 있다. 신장된 카테터(11) 환자(12)의 대퇴부 동맥(13)(도 1)에 삽입되고 그 단부(39)(도 2)가 응괴(43)에 인접하게 뇌혈관(17)중 하나인 차단된 혈관(41)내에 위치될 때까지 적절한 동맥을 통하여 조치된다. 응괴를 용해시키기 위한 시도로 응괴에 직접 환산성 약물을 주입하기 위해 카테터를 도입하는데 현재 사용되는 것과 동일한 삽입 기술이 여기에 사용될 수 있다. 광음향 작용에 의해 응괴가 유화된 것에서 기인하는 작은 입자들 중 최소한 일부를 용해시키기위하여 환산성 약물이 카테터(11)의 관을 통하여 공급될 수 있다. 그러나, 약물을 단독으로 사용하는 것은 특별하게 효과적인 것으로 발견되지 않았다.
카테터(11)를 그 일부로 하는 시스템이 도 1에 일반적으로 도시되었다. 분기관(19)은 호스(21)를 액체 공급부에 제거가능하게 연결하기 위한 커넥터(23)를 갖는 호스(21)에 카테터(11)의 관을 접속한다. 도 1에 도시된 공급부는 펌프(25)와 저장소(27)를 포함한다. 카테터를 통하여 액체를 전달하는 일차적인 목적은 하기에 기술된 유화공정에 의해 침착된 뇌혈관 부분에서 열을 제거하는 것이다. 이것은 얇은 뇌혈관 벽에 열에 의한 손상을 피할 목적을 갖는 지역에서 열 흐름에 대한 전체 조절의 일부이다. 이러한 작은 혈관들은 광음향 처리가 적절하게 제어되지 않을 경우 특히 그러한 손상을 받기 쉽다.
액체가 이러한 지역으로 흐르는 것은 또한 응괴의 유화에서 기인한 응괴의 작은 입자를 멀리 운반하는데 도움을 주고 광섬유의 단부를 잔해없이 유지시킨다. 액체는 등장 식염수 또는 물, 또는 의약품에 일반적으로 사용되는 형태의 어떤 다른 생체 적합성 냉각제일 수 있다. 임의적으로, 상기한 바와같이 환선성 약물은 이들 작은 입자들을 용해하는데 도움을 주기 위한 액체에 포함될 수 있다. 환산성 약물은 응괴 자체를 용해하는데 보다는 응괴의 입자를 용해하는데 보다 효과적인데 이는 약물을 흡수하기 위해 매우 증가된 표면적을 갖기 때문이다.
분기관(19)은 묶음(29)으로서의 카테터(11) 광섬유를 기구(33)에 제거가능하게 연결된 다중 광섬유 커넥터(31)로 연장시킨다. 이 기구는 의료과정을 수행하는데 요구되는 광학장치 및 전자장치를 포함한다. 그 표면에 있는 것은 다양한 제어 스위치 또는 키패드(35) 및 디스플레이(37)이다.
도 3에는 도 1의 전달 시스템 그 자체가 도시되어 있다. 이 전달 시스템은 교체가능한데 이는 액체 펌프(25)와 기구(33) 모두로부터 분리되고, 임의적으로 사용후에 처분할 수 있기 때문이다. 커넥터(31)에 일단부가 있는 여섯개의 광섬유(45-50)은 타단부가 카테터 단부(39)에 있는 것으로 도시되어 있는데 카테터 단부는 카테터 단부(39)와 호스(21) 사이에 유체 통로를 형성하는 관(51)의 개구를 둘러싸고 있다. 광섬유들은 카테터(11)의 외부 가요성 외피의 내표면에 부착된다. 임의적으로, 관(51)은 광섬유(45-50)의 내측에 있는 원주형 내피(55)에 의해 형성된다. 내피(55)는 생략될 수 있으며 광섬유는 도 3에 도시된 방법으로 카테터의 전체 길이를 따라 그 단부(39)에 부착될 필요는 없다. 이러한 설명의 목적으로 6개의 광섬유가 도시되었고 이것이 사용된 광섬유의 최소수인 것으로 도시되었지만 더 많은 또는 더 적은 광섬유가 포함될 수 있다. 일반적으로, 광섬유의 단부는 관(51) 둘레의 카테터(11) 단부(39)에서 원형의 원주면 둘레에 등거리 간격으로 있지만 다른 배치가 사용될 수 있다.
차단물을 제거하는 것이 바람직한 많은 뇌혈관(17)(도 1)은 내부 직경(ID)이 1㎜이하이고, 심지어는 0.5㎜ 정도이며 도 2에 혈관(41)에 대해 도시한 바와같이 내부 직경이 3㎜ 이상인 것은 거의 없다 따라서, 카테터(11)의 외부 직경(OD)(도 2 및 도 3)은 최소한 뇌혈관을 통과하는 단부(39)에 인접한 부분에 있어서는 매우 작은 혈관의 굴곡부를 조종하기에 충분하게 작아야 한다. 최소한 카테터 단부 부분의 가요성도 작은 혈관의 굴곡부를 통하여 이동하기에 적합해야 하지만 동시에 환자의 몸밖에서 밀 수 있도록 그 길이를 따라 충분한 강도를 가져야 한다. 카테터(11)의 단부(39)가 뇌내의 응괴에 도달할 때까지 삽입부로부터 대퇴 동맥으로부터 이동하는 거리는 어린이나 작은 성인의 경우에 최소한 50 또한 75㎝이고 평균 크기의 성인에 있어서는 평균 약 90㎝이다. 따라서, 분기관(19)와 그 단부(39) 사이의 카테터(11) 길이는 성인용으로 최소한 90㎝이지만 어린이용이나 작은 성인용으로는 50-75㎝인 것이 바람직하다. 여기에 기술된 과정을 수행할 때, 대비액을 도입하는 것과 같은 다른 목적으로 분기관을 추가적으로 사용하는 것을 용이하게 하기 위하여 카테터의 일반적인 길이는 약 190㎝이다.
그 길이를 따라 굽힘성 및 강도에 가요성을 조합함에 따라 0.5㎜이하, 바람직하게는 300-450μ, 가장 바람직하게는 350μ의 외부 직경(OD)을 갖는 카테터에 사용할 수 있다. 가요성과 세로 강도의 소정 조합을 제공하기 위하여 이러한 직경의 긴 카테터에 있어서는 다수의 다른 디자인이 사용될 수 있다. 이러한 것으로는 관강 튜브(55)가 사용되는지, 광섬유가 그 단부(30) 이외에 카테터 구조 및 다른 요소에 부착되는지에 따라 제조되는 물질과 두께를 선택하는 것을 포함한다. 광섬유(45-50)이 관강(51)내의 카테터의 대부분 길이를 따라 부착되지 않지만 이것이 관강을 따라 실제적인 양의 액체 흐름을 제한하는 효과를 가지며 세로 강도가 크지 않을 때 가요성이 개선된다. 외부직경과 광섬유의 수도 이러한 문제에 영향을 미친다. 이들 상충하는 목표의 적절한 균형이 유용한 카테터 어셈블리에서 달성된다. 뇌혈관 또는 다른 혈관에 있어서 1㎜이하의 외부 직경을 갖는 보다 큰 카테터가 사용될 경우 동일한 고려가 적용된다.
각각의 광섬유(45-50)는 하기의 이유로 인하여 매우 작은 것으로 선택되지만 이것도 역시 카테터(11)의 가요성에 기여한다. 이들 섬유 각각의 단부의 짧은 길이의 단면도를 도 4에 도시하였다. 원주형 글래스 코어(61)는 글래스 클래딩(63)으로 둘러쌓이고 이 클래딩은 플라스틱 외장(sheath)(65)로 덮어진다. 선택적으로는 코어와 클래딩 중 하나 또는 둘 모두 플라스틱일 수 있다. 하나의 특정 실시예에서, 코어(61)의 직경은 50μ이고 전체 외부 직경은 65μ이다. 더 작은 광섬유도 시도될 수 있다. 잘 알려진 바와같이 코어(61)와 클래딩(63) 물질의 굴절율 차이는 섬유의 아퍼츄어(aperture) 수를 한정한다. 섬유 단부를 나온 방사선의 확산 콘(spreading cone)(67) 형태를 한정하는 각(α)은 이 굴절율 차이가 증가할 때 증가한다. 이러한 차이는 그러나 또다른 이유때문에 높은 것으로 선택된다. 그것은 섬유가 휘어질 때 코어내의 내부 반사를 증가시키는 것이다. 이것은 섬유가 위치된 뇌혈관의 굴곡부를 통하여 섬유가 휘어질 때 클래딩을 통한 방사선의 손실을 감소시킨다. 이러한 목적을 위하여 실제적으로 높은 굴절율 차이를 갖는 코어와 클래딩을 위한 물질이 선택된다. 굴절율 차이가 증가함에 따라서 광섬유를 제조하는데 따른 곤란성 및 비용이 증가한다. 0.22 또는 심지어 0.29와 같이 0.20을 초과하는 수치 아퍼츄어를 가져오는 굴절율 값이 실제적이다.
도 2에서는 카테터(11)이 어떻게 응괴(43)을 제거하거나 응괴를 통하여 개구를 제공하도록 사용되는지에 대한 설명이 주어진다. 광섬유(45-50) 각각을 따라 나가는 방사선을 광음향 처리에 의해 혈관내에서 압력파로 변환된다. 이 압력파는 유화처리에 의해 떨어져 있는 응괴(43)를 기계적으로 부수고 이렇게 생긴 작은 입자들은 혈관(41)에 있는 혈액을 통하여 그 부위로부터 멀리 해로움 없이 이동한다. 카테터(11)의 단부(39)가 도 2에 도시된 바와같이 응괴(43)의 단부 표면과 떨어져 있는 경우에는 광섬유로부터 나온 방사선의 반복적인 펄스가, 응괴의 작은 입자와 함께 혈액과 냉각액의 조합물인 혈관(41)m의 액체에서 압력파로 변환된다. 이러한 액체에서의 방사선 흡수는 이들 세성분의 상대적인 비율에 좌우된다. 냉각액은 일반적으로 비흡수성이고 혈액과 응괴 입자들은 유사한 스펙트럼 흡수 특성을 갖는다. 흡수가 크면 클수로 주어진 크기의 방사선 펄스에 대하여 액체에서 발생되는 압력파도 더 강해진다.
방사선 펄스가 액체에 의해 흡수되는 것 이외에 이들은 카테터(11)의 단부(39)가 응괴에 위치될 경우 응괴(43)(도 2)에 의해 흡수될 수 있다. 이 후, 광 음향 처리가 응괴에서 발생한다. 이러한 결과는 응괴(43)가 혈전성일 때 보다 종종 발생하는데 이는 혈전이 일반적으로 연질이기 때문이다. 카테터를 응괴에 일정한 거리만큼 보내는 것은 외과의사에게 곤란한 것은 아니다. 실제로, 외과의사들은 치료시에 혈관(41)에 있는 카테터를 응괴(43)의 표면 및 혈관(41)의 길이를 따라 전후로 이동시킨다. 방사선 펄스는 어떤 시간대에서는 액체에 의해 어떤 시간에서는 응괴에 의해 흡수된다. 응괴가 유화되면 카테터(11)의 단부(39)는 외과의사에 의해 응괴로 완전히 이동할 때까지 응괴의 붕괴면으로 이동된다. 이러한 과정은 응괴가 실질적인 길이를 갖기 때문에 종종 발생한다. 응괴가 혈전일 경우에는 일반적으로 혈관을 따라 1-4㎝이상이다.
응괴(43)이 방사선 펄스를 고도로 흡수하는 것이 바람직하지만 혈관의 벽이 저흡수성인 것도 바람직한데, 이는 카테터(11)가 외과의사에 의해 조작될 때 방사선 펄스가 최소한 잠시동안이라도 혈관벽으로 향하는 것을 막기 어렵기 때문이다. 혈관 손상의 방지는 본 발명의 중요한 목표이다. 다행스럽게도, 도 5의 곡선으로 도시된 바와같이 일반적인 혈전은 스펙트럼의 가시부분내에서 전자기 방사선에 대하여 혈관벽보다 훨씬 더 흡수성이다. 도 5에서 알 수 있는 바와같이, 흡수의 최대차는 약 415㎚의 방사선 파장에서 발생한다. 그러나, 실제 가구에 있어서는 약 532㎚의 파장(녹색)이 사용되는데, 이는 그 파장을 생성하는 레이저가 쉽게 이용 가능하고, 작은 크기이며, 경제적이고, 문제가 없으며 사용하기 쉽기 때문이다. 네오다이뮴(Nd3+) 도핑된 호스트 물질을 갖는 주파수 이중화 Q-스위치 레이저는 호스트 물질에 따라 약 532㎚의 파장을 갖는 방사선 치료 펄스를 제공한다. YAG(이트륨 알루미넘 가넷) 또는 YLF(이트륨 리튬 플루오라이드)가 적당한 호스트의 예이다.
처리될 응괴(43)의 단부와 카테터(11)의 단부(39)의 상대적인 위치를 가 도 6에 개략적으로 도시하였다. 점선의 원(45'-50')은 일반적으로 각각의 광섬유(45-50)로부터 나온 방사선 펄스에 의해 생성되는 충격파와 압력파의 상호작용의 가장 강한 부분의 지역을 나타낸다. 일반적으로, 하기에 기술되는 파라메터 범위내에서 작동할 때 개별적인 지역(45'-50')은 각 광섬유(45-50) 코어의 약 2배 직경을 갖는다. 이것은 지역(45'-50')이 거의 만나지만 응괴(43)의 유화지역에서의 어떤 갭의 영향이 치료 중에 외과의사가 카테터를 이동시키므로서 극복될 경우 유용하다. 그러한 이동은 어떤 경우에서도 필요한데, 이는 카테터 단부(39)가 응괴(43)보다 작고 전체표면에 걸쳐 유화가 필요하기 때문이다. 실제로, 카테터(11)의 단부(39)는 외과의사에 의한 카테터의 회전이 단부(39)가 응괴(43)의 표면에 걸쳐 이동하도록 동심원적으로 이루어질 수 있다.
본 발명의 특정 기술중 몇몇은 혈관벽이 손상되는 것을 피하기 위하여 혈관벽의 온도상승을 최소화하는 목적을 갖는다. 그러한 기술중 하나는 방사선 펄스를 동시에 다중 섬유중 하나만을 따라 향하게 하는 것이다. 또다른 것은 전도와 대류에 의해 혈관벽을 가열하는 ″핫 스폿(hot spot)″의 생성을 피하기 위하여 서로 스위칭되기 전에 단일 섬유로부터의 연속적인 방사선 펄스의 수를 제한하는 것이다. 순서적으로 각 섬유로부터의 단일 펄스는 어떤 핫 스폿도 최소화시키지만 응괴를 유화시키는데 있어서는 효과적이지 않다. 가장 우수한 유화작용은 충격파와 압력파가 노출된 응괴 단부 표면의 공통지역을 고속으로 반복적으로 칠때 발생한다. 충격파와 압력파 셋트로 개시된 유익한 난류을 유지하는 것 이외에 일련의 그러한 파들은 응괴로부터 떨어져 초기에 부서지는 보다 큰 입자들이 혈관을 따라 응괴로부터 너무 멀리떨어져 떠다니는 것을 보다 미세하게 유화시킨다. 유화에 기인한 입자들이 작으면 작을수록 입자들이 어딘가에 침적하여 같은 혈관 또는 다른 혈관들을 차단하는 위험이 줄어든다.
또 다른 열 관리 기술로는 생성되는 열을 분산시키기 위하여 서로에서 제거되는 섬유를 따라 펄스의 연속적인 발사를 향하게 하는 것이다. 예를들면, 섬유(46)로부터의 펄스가 섬유(49)로부터의 펄스에 이어지고 이어서 섬유(47)로부터의 펄스, 이어서 섬유(50)로부터의 펄스등이 일반적으로 별의 형태로 이어지는 것이다. 특정의 순서가 사용되는지간에 일반적으로 연속적인 시간으로 방사선 펄스를 갖는 두 섬유들 사이에 한 섬유가 있도록 하는 것이 바람직하다. 일반적으로, 도 6에서와 같이, 어떤 경우에서도 제시간에 방사선을 전달하도록 선택된 섬유(45-50)중 하나는 응괴(43)에 걸친 각지역(45'-50')중 가장 찬곳을 조사하는 것이다. 둘이상의 지역이 동일한 온도 부근에 있는 경우에는 방사선을 수용하는 지역이 둘이상의 가장 냉각된 지역으로부터 임의적으로 선택된다. 각 지역의 상대적인 온도는 그 지역 및 인접지역이 노출된 시간의 양에 좌우되는데, 이는 각 지역이 그 인접지역으로부터의 전도 뿐만아니라 그것에 입사하는 방사선을 흡수하므로서 열을 받기 때문이다. 섬유를 조사하는 특정 순서는 혈관내의 온도상승을 최소화하기 위하여 응괴에 대한 열흡수 및 열전달 특성 및/또는 조사되는 액체를 수학적으로 모델링하므로서 직관적으로 설정 또는 결정될 수 있다.
그러한 스키핑(skipping) 기술이 열의 관리를 위한 최선일 수 있지만 효율적인 유화를 위해서는 항상 최선인 것은 아니다. 특히, 한 섬유를 통한 펄스의 방출이 다음 섬유로 이동하기전에 매우 적거나, 단지 한 펄스일 때 한 섬유로부터 생성된 난류는 유화의 운동량(momentum)이 되풀이하여 시작되도록 멀리 떨어져 있는 섬유 이동하는 것 보다는 인접한 섬유로부터의 펄스에 의해 좌우되도록 인접한 섬유를 통하여 그러한 방출을 향하게 하는 것이 보다 효율적일 수 있다. 이것은 한 섬유로부터의 펄스가 인접한 섬유로부터의 펄스에 의해 응괴에서 먼저 멀리 떨어져 부서진 어떤 큰 입자 중 최소한 일부를 보다 더 미세하게 유화시키도록 작동된다.
궁극적인 목표는 최소량의 열을 발생시키면서 응괴를 제거하는 것이다. 한 셋트의 방사선 펄스가 또다른 셋트 만큼 응괴를 효과적으로 유화시키지 않는 경우에는 응괴를 제거하기 위해 전체적으로 보다 많은 펄스를 주고 따라서 과정중에 보다 큰 양의 열을 전달한다. 따라서, 방사선 펄스에 대한 노출의 특정 공간적 패턴으로부터 응괴지역에 대한 열 입력량의 감소와 방사선 펄스가 보다 효율적으로 사용될 때 발생하는 열의 양 감소사이에 달성되기 원하는 균형을 이룬다. 둘 이상의 광섬유로부터 한번에 방사선 펄스가 나오게 하는 것이 유익할 수는 있지만 바람직하지는 않다. 펄스 순서가 충족되든지간에 기구(33)내의 전기광학적 시스템에 의해 제어된다.
도 7A-E에서는 응괴(73)의 노출된 표면에 대하여 단일 광섬유 코어(71)로부터 나온 하나의 방사선 펄스에 기인하는 것으로 믿어지는 효과가 설명된다. 이 실시예에서 방사선은 응괴(73) 전면의 액체에 의해 흡수된다. 흡수가 그 자체에서 있는 경우에는 효과가 유사할 것이다. 각 경우에서, 방사선이 향하는 물질의 흡수 계수에 따라 방사선이 흡수되고, 이 흡수된 에너지가 물질내의 물을 과열시킨다. 본 발명에 따라, 그 영역에서 발생된 열의 양을 최소화하기 위해 각 펄스가 소량의 에너지를 함유하지만 매우 짧은 기간을 갖는 펄스에 의해 전달된다. 이것은 처리의 효율성을 증가시키고 이 효율성은 혈관내의 치료 부위에 전달된 레이저 펄스 에너지 유니트당 유화되는 응괴의 질량(mass)의 개념으로 표현된다.
펄스가 전달된 바로 직후에는 도 7A에 도시된 바와같이 섬유 코어(71)의 단부면에 바로 인접한 액체의 체적(75)은 응괴 표면(73)으로 향하는 충격파(77)를 발생시키는 방법으로 과열된다. 충격파는 동일 매체에서 몸속보다 빠른 속도로 이동하는 것으로 특징된다. 충격파는 많은 에너지를 함유하고 있지는 않지만 발생하는 압력의 매우 급격한 변화때문에 매우 유용한 것으로 믿어진다. 충격파를 발생시키기 위해서는 방사선 에너지가 체적(75)에 침착되는데 이 체적이 증가된 압력을 경감하도록 팽창할 수 있는 것 보다 더 짧은 시간에서 침착된다.
짧은 시간 후에는 도 7B에 도시된 바와같이 거품(79)이 형성되기 시작하고 거품의 성장에 의해 응괴(73)로 향하는 압력파와 질량흐름을 포함하는 유체역학적 효과가 발생한다. 이러한 흐름은 음속보다 느리게 이동하지만 충격파보다 현저히 많은 에너지를 함유한다. 누적된 방사에너지의 양에 따라 거품(79)은 ″증기(vapor)″(보다 큰 에너지) 또는 ″캐비테이션(cavitation)″(보다 작은 에너지) 형태의 거품이 된다. 도 7c에 도시된 시간의 후속 순간에서 거품(79)이 최대 크기가 되고 이후 7d에 도시된 바와같이 그 내부 압력이 주변 물질의 압력 이하로 떨어지고 주변 압력 유체역학적 흐름의 운동에너지를 넘을 때 터지기 시작한다. 이러한 거품의 붕괴는 질량 흐름과 압력파(83)를 포함하는 유체역학적 효과를 초기 유체역학적 흐름(81)과 반대 방향으로 이동시킨다. 거품이 도 7c에 도시된 바와같이 대칭적으로 형성된 경우에는 또다른 충격파도 이러한 붕괴에 기인하여 발생한다. 이것은 매우 간단하게 설명하면 거품이 에너지 입력부에서 유체로 팽창하고 냉각되어 에너지 입력 펄스가 종료된 후에 붕괴되는 복합적 역학 공정이다.
유화 처리의 효율성은 충격파와 유체역학적 효과 모두가 개별적인 방사선 펄스에 의해 생성되지만 단지 그 둘중 하나 또는 다른 것이 어떤 적용 및/또는 상황에 만족스러울 때 개선된다. 도 7E 시간에서는 평형상태가 다시 존재하지만 응괴 표면(73) 중 일부가 흐름의 기계적 운동에 의해 생성된 충격파 유체역학적 흐름 및 유체 난류에 응답하여 떨어져 나와 부서진 후에만 존재한다. 이러한 과정은 후속하는 방사선 펄스 각각에 의해 반복된다.
바람직한 처리 파라메터
혈관벽을 손상시킨 잠재성을 갖는 열의 영향을 생성하지 않고 응괴를 제거하기 위하여 관련 파라메터의 특정 범위가 가장 우수하게 작업할 수 있게 하는 것으로 발견되었다. 상기한 바와같이, 이것은 효율적인 처리를 하기 위한 목표이다. 이것은 요구되는 에너지 양을 최소화하고 따라서, 비용 및 기구에 사용된 레이저원의 복잡성을 최소화하며, 응괴를 제거하기 위해 요구되는 시간의 양도 최소화 시킨다. 효율성을 최대화시키는 것은 주어진 양의 응괴를 제거하는 과정에서 치료 부위에 부여된 열을 최소화 하고, 따라서, 특히 얇은 혈관벽에 대한 조직 손상의 기회를 감소시키는데 있어서 가장 중요하다.
첫번째 해당 파라메터는 개별적인 광섬유(45-50)의 크기로서 이것은 같은 크기로 만들어지는 것이 바람직하다. 효율성은 사람들이 초기에 생각했던 것과 반대로 보다 작은 섬유를 사용하므로서 증가된다. 200μ이하의 코어직경을 갖는 광섬유가 사용될 수 있지만 100μ이하의 코어직경을 갖는 것들이 바람직하다. 그러나, 섬유코어는 그 단부에서 충격파와 유체역학적 흐름을 생성하는 섬유에 대하여 파괴적인 영향을 견딜 수 있도록 충분히 커야한다. 다른 파라메터에 따라서, 실제로 사용되는 가장 작은 코어직경은 약 20μ이다. 광섬유의 최소 크기에 영향을 미치는 또다른 요소는 상업적 입수가능성 및 비용이다. 상기한, 50μ의 코어직경을 갖는 광섬유는 입수가능하고 25μ의 코어직경을 갖는 섬유는 타당성 있는 가격으로 곧 입수할 수 있는 것이다.
도 8에 일련의 그래프로 도시된 바와같이 생성된 거품의 크기 및 거품의 팽창과 소멸에 의해 생성된 압력파의 강도는 섬유크기 이상으로 제어되는데 적절한 수준의 펄스당 에너지를 사용하므로서 섬유의 크기 보다 훨씬 더 크게 만들어질 수 있는 것으로 발견되었다. 50μ의 코어직경을 갖는 섬유의 특정 실시예에서 펄스당 100 마이크로 주울(micro-joules)의 저에너지는 120μ의 최대직경(도 7c)을 갖는 거품을 생성한다. 이것은 도 8의 50μ그래프에서 알 수 있다. 또한, 특정의 거품 직경을 생성하기 원할 경우에는 광섬유의 크기를 증가시키는 것이 펄스당 에너지 양의 증가를 필요로 한다는 것을 도 8로부터 알 수 있다. 따라서, 동일한 양의 작업이 저수준의 에너지를 갖는 보다 작은 섬유를 통하여 생성된 거품에 의해 수행될 수 있다. 저수준의 에너지는 응괴지역(치료부위)에 있는 혈관에 누적된 열이 감소되어 효율성 증가 목표에 기여한다는 것을 의미한다.
개별적인 펄스 각각에 의해 단일 광섬유의 단부로부터 전달된 방사선 에너지의 양은 사용되는 광섬유의 코어직경에 대하여 도 8의 곡선으로부터 선택된다(물론, 다른 그래프도 도시된 50, 100 및 200μ코어직경 이외의 것에 대하여 추가될 수 있다). 하한은 초기 충격파(도 7a)와 거품유도 유체역학적 흐름(도 7b-d) 둘 모두를 생성하는 것으로서 이는 유화처리에서 둘 모두를 사용하는 것이 가장 효율적인 것으로 발견되었기 때문이다. 매우 작은 광섬유에 대한 이러한 하한은 약 10 마이크로-주울이고 다른 것에 대해서는 50 마이크로-주울인데 50μ의 코어직경 섬유에 있어서는 100 마이크로-주울도 사용가능하다. 일반적으로, 각 방사선 펄스에서 가능한한 많은 에너지를 제공하는 것이 바람직한데 이는 이것이 물의 비등점까지 광섬유 단부에 인접한 물질의 온도를 상승시켜서 증발열을 더 공급하도록 실질적인 양의 베이스 에너지를 갖기 때문이다. 이러한 베이스 에너지 수준 위로 공급된 추가적인 에너지 양은 충격파의 강도 및 거품의 크기를 증가시키므로서 응괴를 유화시키는데 있어서 유용한 작업으로 보다 효율적으로 변환된다. 그러나, 펄스당 에너지 양은 광섬유의 단부에 손상을 야기하는 것 이하로 유지된다. 여기에 기술된 작은 광섬유에 있어서, 에너지 수준은 섬유당 펄스당 약 250 마이크로 주울 이하로 유지된다.
각 방사선 펄스의 폭은 초기 충격파를 생성시키기 위하여 상대적으로 짧게 이루어진다. 즉, 충격파는 매우 빠르게 가열되는 광섬유의 단부(도 7a)에 있는 작은 양의 물질의 결과로서 생성된다. 이것은 매우 짧은 기간에 펄스의 에너지를 축적하는 것이 요구된다. 1-100 나노초의 펄스 폭 범위가 만족스러운 것으로 발견되었다. 방사선 펄스의 ″폭″은 여기에서의 목적으로 그 피크 진폭의 반에 있는 기간(″FWHM″-Full Width Half Max로 알려진)인 것으로 정의된다. 특정 실시에서는 20 나노초 펄스폭이 50μ코어직경을 갖는 광섬유를 통하여 전달된 펄스당 100 마이크로-주울의 에너지에서 사용된다.
응괴의 동일 또는 인접지역으로 향한 펄스의 반복 속도는 동적인 상태로 응괴 표면을 유지하도록 충분히 높아야 하고 어떤 큰 입자가 그 지역으로부터 멀리 떠돌아다니기 전에 추가 유화되는 것을 보장해야 한다. 약 1㎑이상의 펄스 속도가 이것을 위해 충분하다. 상한에 대한 주요 고려사항은 한 펄스로부터의 거품이 충분히 형성되어 다음 펄스가 나오기 전에 소멸되도록 하는 것이다(도 7b-d). 50㎑의 속도가 특정 상황에서는 가능할 수 있지만 약 20㎑이하의 펄스 속도가 이것을 발생시킬 수 있다. 5㎑의 펄스 반복 속도가 상기 주어진 특정 시도의 다른 파라메터와 함께 사용되었다.
혈관과 응괴에 전달된 평균 전력은 혈관 손상을 피하는 방법으로 혈관내의 치료 부위의 열 하중을 최소화하기 위해 가능한한 낮게 유지된다. 0.5와트의 최대 평균 명목상 작업 전력이 치료 시간에 걸쳐 바람직하게 유지되고, 바람직하게는 300 밀리 와트이다. 이러한 저전력 수준의 달성에는 어떤 경우에 있어서 0.6 또는 0.8과 같이 1이하의 의무사이클로 치료가 수행되는 것이 필요할 수 있다. 즉, 펄스가 60% 또는 80%의 시간에서 발생되도록 주기적으로 발생하는 간격중에 혈관에 방사선 펄스가 향하지 않는 것이다. 손상을 야기하지 않고 사용될 수 있는 최대 전력 수준은 냉각액이 관강(51)을 통하여 배출되는지에 따라 좌우되는데 그럴 경우 그 흐름속도에 따라 좌우된다. 분당 0.1㎤ 정도의 액체 유속이 유익한 냉각 결과를 제공한다. 2㏄/분을 초과하는 유속은 거의 필요하지 않고 5㏄/분을 초과하는 유속은 시도되지 않는다. 1㏄/분의 유속이 특정의 시도를 위해 상기 주어진 다른 파라메터와 함께 사용되었다. 유속은 혈관에 지나친 부담을 주지 않으면서 충분한 냉각을 제공하도록 선택된다. 생성된 열의 양 및 따라서 혈관으로 입력된 평균 전력은 펄스가 한번에 섬유중 하나만을 통하여 가해지는 바람직한 경우에 사용된 광섬유의 수와 독립적이다.
도 9에는 본 발명에 사용된 파라메터와 뇌혈관으로 특정하게 한정되지 않는, 여기에 기술된 것과 유사한 적용 범위에 있어서 다른 것에 의해 일반적으로 사용된 것의 조합을 3차원 그래프로 비교를 위해 도시한 것이다. 그래프의 세축은 섬유당 펄스당 에너지, 펄스 시간 및 펄스 반복 속도이다. 그래프의 축척은 대수이다. 지점(87)은 본 발명의 특정 시도를 위해 상기 주어진 파라메터들의 조합을 나타낸다. 지점(89)은 특정의 다른 시스템이 지점(89)의 값으로부터 실질적으로 변화하는 파라메터를 갖지만, 전형적인 선행 기술 시스템의 것을 도시한 것이다. 그러나, 본 발명은 명백하게 전에 사용했던 것보다 훨씬 낮은 수준의 펄스당 에너지(약 500의 비율까지), 훨씬 짧은 펄스(약 200의 비율까지) 및 훨씬 높은 반복 속도(약 100의 비율까지)를 사용한다.
광-전자기구
기구(33)(도 1)의 구조 및 기능은 도 10에 도시되었다. 바람직하게는 상기한 Q-스위치 주파수 더블 Nd:YAG 레이저인 치료 방사선 원(91)은 상기한 소정의 펄스 반복 속도에 상응하도록 설정된 고정 주파수의 방사선 펄스를 방사한다. 입력제어신호(104)는 레이저(91)를 효과적으로 on 및 off 한다. 펄스는 이색성 거울(93)으로부터, 이후 다른 거울(95)로부터 거울(101)의 구멍을 통하여 레이저 출력 비임에 촛점을 맞춘 광학시스템(99)을 통하여 광섬유 커넥터(31)로 반사된다. 이 비임은 콘트롤러(103)으로 부터의 제어 신호에 응답하여 거울(95)을 제어 가능하게 경사지게 하는 검류계(97)에 의해 개별적인 섬유(45-50)의 라인을 거쳐 순서대로 스캐닝 된다.
검류계(97)는 하나 내지 많은 펄스중 주어진 수의 방출이 다른 섬유로 비임이 이동하기 전에 그 하나의 섬유로 향하는 시간동안 단일 광섬유상에 비임을 유지시킨다. 구동신호(106)는 광섬유가 레이저(91)의 출력 펄스를 수용하도록 되어 있는지에 따라 검류계에 적절한 위치 전압을 공급한다. 한 섬유에서 다른 섬유로의 이동은 광섬유중 어느 것도 펄스를 받지 않는 잠시동안 반드시 발생한다. 일반적으로, 섬유에 방사선 펄스를 전달하는데 있어서 이러한 갭을 감소 또는 제거하는 것이 바람직하다. 이것은 커넥터(31)에 유지된 광섬유(45-50)의 단부를 가로질러 레이저(91)로부터의 비임을 제어가능하게 스캔하도록 검류계(97)와 거울(95)을 음향-광 조절기(acousto-optic modulator)로 대체하므로서 이루어질 수 있다.
상기한 바와같이, 응괴 제거 과정에서 열 관리의 부분으로는 거품이 각 광섬유에 의해 발생하는지를 모니터하는 것을 포함한다. 그렇지 않으며 그 섬유를 따라 방사선 펄스의 전달이 최소한 일시적으로 종료되는데 이는 이들 펄스가 어떤 유화도 수행하지 않고 영향받는 혈관에 열만을 전달할 우려가 있기 때문이다. 이러한 거품 모니터링 및 방사선 펄스 제어는 도 10에 도시된 시스템에 의해 수행된다.
제 2 레이저(105)는 거품의 존재를 모니터하기 위해 제공된다. 이것은 방사선 스펙트럼의 가시 부분내의 출력을 갖는 단순 연속파(cw) 레이저일 수 있다. 이것의 출력 비임은 두개의 레이저 비임이 서로 광학적으로 분리되도록 치료레이저(91)의 파장과 충분히 다른 파장을 갖도록 선택된다. 헬륨-네온 레이저가 적절한 파장을 갖는 보다 단순한 다이오드 레이저이기 때문에 적절하다.
모니터링 레이저(105)의 출력 비임은 치료 레이저(91)로부터의 비임을 축상을 갖는 거울(95)을 치기 위해 이색성 거울(93)을 통하여 나간다. 모니터링 비임은 치료 비임과 함께 축상으로 광섬유(45-50)를 거쳐 스캔된다. 검류계(97)와 거울(95)이 치료 비임을 스캐닝하기 위해 음향-광 조절기로 대체된 경우에는 또다른 그러한 조절기가 모니터링 비임을 위해 사용된다.
도 7c에 도시된 바와같이, 치료와 모니터링 비임 모두를 수용하는 광섬유의 단부에 거품이 존재할 때는 거품 내부와의 계면을 갖는 광섬유 단부 표면으로부터의 모니터링 비임의 반사가 생긴다. 거품이 존재하지 않을 때는 도 7e에 도시된 바와같이 혈관 또는 응괴 그 자체내의 액체와 계면을 갖는 섬유 단부 표면으로부터의 모니터링 비임의 반사가 생긴다. 반사된 모니터링 비임의 강도의 양은 이들 두 경우 각각에서 매우 다른데 이는 한 경우에서는 수증기의 훨씬 다른 굴절율 때문이고 다른 경우에서는 액체 또는 응괴 물질 때문이다. 광섬유로부터의 거품에서 반사되어 섬유를 통하여 다시 전달된 모니터링 비임은 광섬유의 단부로부터 나와서 거울(101)에 의해 반사되고 적절한 광학기구(107)에 의해 전기적 출력(110)을 갖는 광 검출기(109)로 촛점이 맞춰진다. 이렇게 반사된 모니터링 비임은 선형 편광기(111)을 통하여 통과되어 커넥터(31)내의 광섬유 단부로부터 반사된 방사선을 거부한다. 치료 레이저(91)로부터 반사된 방사선이 광 검출기(109)에 도달하는 것을 방지하기 위하여 필터(113)가 반사된 모니터링 비임의 경로에 위치된다.
도 10의 시스템 제어부(103)에 대한 블록 전기회로도가 도 11에 제시되어 있는데 여기에서 이것의 몇몇 신호는 도 12A-I 및 도 13A-E의 타이밍도로 주어진다. 광 검출기(109)로부터의 신호(110)(도 12C 및 도 13C)는 회로(121)에 의해 전류신호에서 전압신호로 변환된다. 이러한 전압 ″거품″신호는 두개의 샘플-홀드 회로(123, 125)에 접속되고 이 회로의 출력은 비교기(131)의 두 입력부에 접속된다. 비교기(131)를 적절하게 작동시키기 위하여 샘플-홀드 회로(123)의 출력 전압이 일정한 전압 바이어스(124)에 의해 전압 수준으로 변이된다. 이러한 바이어스 전압은 거품의 생성전에 이루어진 기준 측정치에 더해진다. 회로(123, 125)는 각각의 원셧(one shot) 다중 바이브레이터 회로(127, 129) 출력의 하강 에지(각각 도 12d, E 및 13E)에 응답하여 여러 시간에서의 광 검출기 전압 신호의 값을 저장한다. 원셧(127, 129)은 타이밍 신호 생성기(137)로부터 회로(136)에 타이밍 신호(도 12A 및 13A)를 받는다.
비교기(131)의 출력(도 12f)은 변환기(132)에 의해 변환되고 그 출력은 AND-게이트(133)의 하나의 입력부에 접속된다. AND-게이트(133)의 제 2 입력부에 접속된 것은 변환기(130)에 의해 변환된 후의 원셧(129)의 출력이다. 실제로, 변환된 출력은 일반적으로 원셧 회로(129) 그 자체로부터 얻어질 수 있다. AND-게이트(133)의 출력은 원셧(129)과 비교기(131)의 출력이 낮을 때 높게 되고 거품으로부터 예상되는 반사가 광 검출기(109)에 의해 검출되지 않을 때만 발생한다. 이러한 발생은 그 상태가 하나의 입력에서 두개의 입력 AND-게이트(135)로 되는 래치(134)를 리셋(도 12G)시킨다. AND-게이트(135)에 대한 다른 입력은 신호 발생기(137)의 타이밍 신호(도 12A 및 도 13A)이다. 래치(134)는 원셧(127)의 출력 에지를 상승시키므로서 설정된다. 레이저 제어 신호(104)(도 12H)는 AND-게이트(135)의 출력이다. 검류계(97)의 거울(95)을 위치시키는 구동 신호(106)(도 12I)는 신호 발생기(137)로부터의 타이밍 신호(도 12A와 13A)와 동기화된 회로(139)에 의해 발전된다.
도 10과 11에 도시된 시스템의 작동은 도 12A-I 및 도 13A-E의 타이밍도를 참고로 할 때 보다 더 이해될 수 있다. 작동의 한 사이클은 레이저 펄스가 검류계(97)에 의해 광섬유(45)로 향하게 될 때 시간(t0-t2) 사이로 나타낸다. 다음 사이클은 펄스가 섬유(46)로 향하게 될 때 시간(t2-t4) 사이에서 발생한다. 다음 사이클인 시간(t4-t6) 사이에서는 어떤 레이저 펄스가 섬유(47)로 향하게 되고 시간(t6-t8) 사이에서는 레이저 펄스가 섬유(48)로 향하게 된다. 주어진 실시예의 나머지 두 광섬유(49, 50)를 따라 펄스가 순차적으로 향하도록 하는 동작 사이클은 도시되지 않았다. 섬유 모두가 펄스를 받을 때 이 순서가 다시 시작되어 응괴가 제거될 때까지 계속된다. 물론, 섬유가 펄스를 운반하는 순서는 상기한 바와같이 다른 것일 수 있다.
도 12A와 도 13A의 타이밍 신호는 클럭 구동되어 레이저를 반복적으로 구동가능(하이 상태일 때) 및 구동 불가능(로우상태일 때) 하게 하는데 이는 이것이 AND-게이트(135)로 입력 중 하나를 제공하기 때문이다. 예시된 특정 형태의 타이밍 신호는 치료 레이저(91)의 작동에 듀티 사이클을 부가하지만 이것이 모든 적용에 있어 필요한 것은 아니다. 광학 섬유들의 개개의 것들에 펄스들의 버스트(시간(t0)과 시간(t1)사이들과 같은)를 전달한 이후에 (시간(t1)과 시간(t2)사이들과 같은)시간 동안 레이저를 턴오프 시키므로써, 차단 혈관 내의 치료 부위에 전달된 열의 양이 감소된다. 이것은 치료 부위에 전달되는 평균 전원의 량을 제어하기 위한 또 다른 방식이다. 도시된 실시예에 있어, 펄스들은 시간의 60%로 전달되어서, 그것이 60% 듀티 사이클로 작동되지만 이것이 도 12A 및 13A의 타이밍 신호를 변경시켜 용이하게 변화되는 것으로 언급된다.
주어진 실시예에서, 거품이 섬유(45, 46, 48)들의 단부에서 발생되는 것으로 검출되지만 섬유(47)의 단부에서는 그처럼 검출되지는 않는다. 즉, 거품이 존재할 때, 광검출기 신호(110)(도 12C 및 13C)는 치료 레이저(91)로부터의 각 펄스(도 12B 및 13B) 이후에 곧바로 모니터링 레이저(105)로부터 반사된 광으로부터의 펄스를 포함한다. 이것은 도 13B-C에 가장 잘 도시되는데, 반사된 방사 펄스(143)가 치료 방사 펄스(145) 이후에 곧바로 발생한다. 반사된 펄스(143)의 존재는 치료 레이저 펄스 바로 이전 그리고 바로 이후의 광검출기 신호(110)의 값들을 비교하여 검출된다.
원셧(127)의 출력의 후미 에지(147)는 바로 선행하여 치료 레이저 펄스(145)를 발생하도록 한다. 이것은 원셧(127)의 출력 펄스의 길이 및 도 13A의 타이밍 신호의 상승 에지에 의해 제어된다. 도 13A의 타이밍 신호의 상승 에지는 원셧 펄스가 시작되도록 하며 치료 레이저(91)의 Q-스위치가 턴온 되도록 한다. 레이저(91)의 Q-스위치는 레이저(91)가 도13A의 타이밍 신호의 상승 에지 이후에 셋(set) 시간에서 그 첫번째 펄스(145)를 발생시키도록 설정된다. 그 결과로서 치료 펄스 이전에 광검출기 신호의 값을 기준값으로 샘플-홀드 회로(123)에 저장해야 한다. 원셧(129)의 출력의 후미 에지(149)는 거품이 방금 종결된 처리 펄스에 의해 발생되었다면 펄스(143)가 발생될 때, 치료 레이저 펄스(145) 이후에 곧바로 발생되도록 시간이 설정된다. 원셧 신호 에지(149)는 광검출기 출력 신호의 값이 그 순시에 샘플-홀드 회로(125)에 저장되도록 한다.
예비 설정량을 초과하는 전압 바이어스(124)에 의해 조정되는 것같이, 샘플-홀드 회로(127,129)에 저장된 전압레벨들의 차이가 존재하면, 비교기(131)의 출력은 하이상태로 되어 래치(134)가 그 설정 상태로 유지되도록 한다. 그러나 샘플-홀드 회로(123,125)에 저장된 전압레벨들의 적어도 이런 차이가 존재하지 않는다면, 비교기(131)의 출력은 로우상태로 되며 이것은 래치(134)가 원셧(129)의 펄스 출력의 후미 에지에서 리셋(reset)되도록 한다. 이런 경우들의 조합은 거품이 검출되지 않을 때 도 12G의 도면부호 151에서 발생되는 것으로 도시된다.
거품의 존재 또는 비존재는 각 버스트의 제 1 치료 레이저 펄스 이후에만 검출된다는 것이 인지될 것이다. 이런 실시예로 섬유(47)에 관하여 아무것도 검출되지 않는 경우, 그 버스트의 추가 치료 펄스들이 전혀 발생되지 않는다. 추가적인 펄스들은 비교기(131)에 의해 151(도 12G)에서 리셋되는 래치(134)에 의해 방지된다. 그 다음에 치료 레이저는 원셧(127)의 출력 펄스의 상승에지로 인해 설정되는 래치(134)에 의해 153에서 재구동 가능해진다. 다음 시간 펄스들은 또한 섬유(47)에 지향되는데, 동일 처리가, 즉 버스트의 제 1 펄스의 전송을 발생시킨다. 거품이 그 펄스 이후에 검출된다면 전체 버스트가 발생할 것이다. 그러므로, 거품의 존재는 새로운 광 섬유가 어드레스되는 각 시간마다 검사된다.
물론, 이것은 실현될 수 있는 다수의 특정 배치들 및 타이밍 중 하나일 뿐이다. 실예로, 거품의 존재 또는 비존재는 각각의 치료 레이저 펄스 이후에 결정될 수 있다. 더욱이, 거품 검출의 결여는 한 사이클 이상 동안 및 아마도 전체 치료 동안 그 섬유를 작동불능시키는데 사용될 수 있다. 오로지 하나 또는 매우 적은 펄스들이 각각의 버스트에 포함되는 경우에, 한 섬유의 단부에서의 거품이 없는것의 검출은 시스템이 특정 수의 사이클 동안 그 섬유에 치료 방사 펄스들을 하향 전송하며 이후 다시 시도하는 것을 불능시키는데 사용될 수 있다.
본 발명의 다양한 특성들이 바람직한 실시예들에 관련하여 기술되었지만, 본 발명이 첨부된 청구항들의 전체 범위내에서 보호체로 칭해진다는 것이 이해될 것이다.

Claims (34)

  1. 폐색에 의한 최소한 부분적으로 차단된 인간의 혈관을 혈액이 흐를 수 있도록 개방하기 위한 방법에 있어서,
    개별적으로 100μ이하의 코어직경을 갖는 광섬유의 단부 열을 폐색 근처의 상기 혈관내에 위치시키고 ;
    다수의 광섬유 중 하나 이상으로부터의 방사선 중 하나이상의 펄스를 가하고 상기 다수 광섬유의 다른 것 중 하나이상으로 부터의 펄스를 가하는 것을 반복하는 단계를 포함하고, 상기 펄스는 개별적으로 100나노초의 기간을 가지며, 함께 폐색의 일부를 파괴되도록하는 최소한 하나의 충격파 및 최소한 하나의 거품을 생성하기에 충분한 에너지를 함유하는 것을 특징으로 하는 방법.
  2. 제 1항에 있어서, 펄스를 연속하여 가하는 것을 반복하는 단계가 다수의 광섬유들 중 인접한 것들을 따라 차례로 펄스를 가하는 것을 포함하는 방법.
  3. 제 1항에 있어서, 펄스를 연속하며 가하는 것을 반복하는 단계가 서로 인접하지 않은, 다수의 광섬유 중 하나를 따라 차례로 펄스를 가하는 것을 포함하는 방법.
  4. 제 1항에 있어서, 펄스를 연속하여 가하는 단계가 개별적인 광섬유의 열에 의해 조사되는 폐색에 걸쳐 있는 다수의 지역 중 가장 찬곳에 대해 어떤 경우에서도 방사선을 가하는 순서로 다수의 광섬유 각각의 하나를 따라 펄스를 가하는 것을 포함하는 방법.
  5. 제 1항에 있어서, 방사선 중 하나이상의 펄스를 연속으로 가하는 단계 약 1KHz 이상의 반복 속도를 갖는, 각 광섬유를 따라 다수의 펄스의 발사를 가하는 것을 포함하는 방법.
  6. 제 1항에 있어서, 광섬유로부터 방사선이 가해지는 동안 폐색부 표면 근처의 혈관에 액체 흐름을 도입하는 것을 더 포함하는 방법.
  7. 제 1항에 있어서, 상기 펄스가 개별적으로 약 250 마이크로-주울 이하의 에너지를 함유하는 방법.
  8. 제 1항 또는 제 6항에 있어서, 혈관을 통한 혈액 흐름의 차단이 제거될때까지 폐색부가 파괴될 때 폐색부를 통하여 카테터 단부를 전진시키는 것을 더 포함하는 방법.
  9. 제 1항 내지 제 7항 중 어느 한 항에 있어서, 폐색이 뇌혈관에 있으며, 뇌혈관내에 광섬유의 열을 위치시키는 것이 상기 뇌혈관에서 제거된 거리만큼 인체의 혈관에 광섬유의 열을 함유하는 카테터를 삽입하고, 뇌혈관 폐색에 도달하도록 최소한 50cm 거리만큼 여러 혈관을 통하여 카테터를 전진 시키는것을 포함하는 방법.
  10. 제 9항에 있어서, 카테터가 0.5mm의 외경을 가지며, 뇌혈관에 위치되는 일부의 길이를 포함하는 방법.
  11. 제 6항에 있어서, 폐색부의 근처에 있는 뇌혈관으로 액체의 흐름을 유입시키는 것이 광섬유 단부로부터 최소한 75cm의 거리만큼 카테터 길이를 따라 연장되는 카테터의 관을 통하여 액체를 통과시키는 것을 포함하는 방법.
  12. 제 11항에 있어서, 뇌혈관으로 액체의 흐름을 유입시키는 것이 분당 최소한 0.1cm3의 속도로 카테터 관을 통하여 액체를 통과시키는 것을 포함하는 방법.
  13. 제 1항 내지 제 7항 중 어느 한 항에 있어서, 광섬유 단부의 열이 개별적으로 50μ이하의 코어 직경을 갖는 방법.
  14. 제 1항 및 제 6항 중 어느 한 항에 있어서, 혈관으로 유입된 액체의 흐름이 분당 0.1-5cm3의 속도이내인 방법.
  15. 제 1항 내지 제 7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 혈관내로 광섬유를 따라 가해진 방사선의 평균 전력은 폐색 근처의 혈관벽이 혈관에 대한 방사선의 전달에 의해 손상되지 않도록 되는 방법.
  16. 제 15항에 있어서, 상기 방사선의 평균 전력이 약 0.5와트 이하인 방법.
  17. 제 1항 내지 제 7항 중 어느 한 항에 있어서, 거품을 생성하는 펄스를 운반하는 같은 광섬유를 통하여 거품의 생성을 광학적으로 모니터하는 것을 더 포함하는 방법.
  18. 제 17항에 있어서, 상기 광섬유로부터 가해진 펄스에 기인하여 거품을 검출하는 것의 실패에 응답하여 광섬유를 따라 후속 펄스가 가해지는 것을 최소한 일정한 시간동안 억제시키는 방법.
  19. 제 18항에 있어서, 후속 펄스를 억제시키는 것이 하나의 광섬유를 따라 소정수의 펄스가 가해지는 것을 억제하고, 그 후 상기 하나의 광섬유를 따라 펄스를 가하여 거품 재개를 모니터하는 것을 포함하는 방법.
  20. 제 5항에 있어서, 거품을 생성하는 펄스를 운반하는 같은 광섬유를 통하여 거품의 생성을 광학적으로 모니터하고, 광섬유 중 하나를 따라 가해진 펄스 발사의 제 1펄스에 의해 거품 생성을 검출하는 것의 실패에 응답하여 상기 발사의 제 1펄스 후의 후속 펄스가 하나의 광섬유로부터 가해지는 것을 방지하는 것을 더 포함하는 방법.
  21. 폐색에 의해 최소한 부분적으로 차단된 인간의 혈관을 유체가 흐르도록 개방하기 위한 방법에 있어서,
    시간 순서대로 폐색부에 걸쳐 여러 장소에서 폐색을 향해 혈관내에 광섬유 전달 매체를 통하여 전자기 방사사선을 가하고 ;
    약 0.5와트 이하로 뇌혈관내에 가해지는 방사선의 평균 전력 수준을 유지시키는 단계를 포함하는 방법.
  22. 제 21항에 있어서, 폐색부의 근처에 있는 혈관내에 냉각액을 동시에 가하는 것을 더 포함하는 방법.
  23. 제 22항에 있어서, 냉각액이 분당 0.1-5cm3범위내의 유속으로 혈관에 가해지는 방법.
  24. 제 21항 내지 제 23항 중 어느 한 항에 있어서, 전자기 방사선을 가하는 것이 개별적으로 100μ이하의 코어직경을 갖는 다수의 광섬유를 통하여 한번에 하나씩 방사선을 가하는 것을 포함하는 방법.
  25. 제 21항 내지 제 23항 중 어느 한 항에 있어서, 전자기 방사선을 가하는 것이 폐색을 유화시키도록 조합되는 최소한 하나의 충격파와 최소한 하나의 거품의 조합의 연속을 혈관내에 발생시키는 방법으로 방사선을 가하는 것을 포함하는 방법.
  26. 제 1, 7 또는 21항에 있어서, 상기 폐색이 뇌혈관내의 혈액 응괴인 방법.
  27. 응괴에 의해 차단된 인간 뇌혈관에 혈액이 흐르도록 개방시키기 위한 방법에 있어서,
    뇌혈관으로부터 일정한 거리에서 인간의 뇌혈관에 카테터의 단부를 위치시키고, 응괴의 근처에 관의 개방 단부 및 개별적으로 20-100μ범위내의 코어직경을 갖는 다수의 광섬유 단부를 위치시키는 방법으로 다양한 인간의 혈관을 통하여 뇌혈관내로 카테터 단부를 전진시키고,
    응괴에 대하여 다수의 광섬유를 따라 방사선을 최소한 한번에 하나씩 순차적으로 가하면서 액체를 상기 관의 개방 단부를 통하여 혈관으로 공급하며,
    펄스가 응괴 부분이 파괴되도록 개별적으로 음향 현상을 생성하고 뇌혈관내에 전달된 평균 전력이 약 0.5와트 이하가 되도록 하는 방법으로 약 1-약 20KHz 범위내의 반복속도 및 1-100나노초 범위내의 개별적 펄스기간을 갖는 다수의 펄스형태로 방사선이 다수의 광섬유 각각을 따라 가해지고,
    혈관을 통한 혈액흐름의 차단이 제거될때까지 응괴가 유화되도록 응괴를 향하여 카테터 단부를 전진 시키는 단계
    를 포함하는 방법.
  28. 제 27항에 있어서, 상기 음향 현상이 최소한 하나의 거품 및 최소한 하나의 충격파 중 하나 또는 모두를 포함하는 방법.
  29. 제 27항에 있어서, 상기 액체가 분당 0.1-5cm3범위내의 속도로 공급되는 방법.
  30. 혈관에 있는 폐색을 파괴시키기 위한 시스템에 있어서,
    제 1및 제 2단부 사이에 75cm이상의 길이 및 제 1단부에 인접한 길이의 최소한 일부를 따라 0.5mm이하의 외경을 갖는 카테터로서, 개별적으로 100μ이하의 코어직경을 갖고 카테터의 제 1단부에 걸쳐 공간적인 배열로 있는 다수의 광섬유를 포함하는 카테터, 및
    하나이상의 광섬유를 따라 상기 방사선의 개별적인 펄스를 한번에 가하는 방식으로 카테터의 제 2단부에서 광섬유에 연결된 전자기 방사선 원으로서 펄스가 개별적으로 1-100나노초 범위내의 기간을 가지며, 0.5와트 이하의 최대평균 전력이 카테터의 제 1단부에 있는 광섬유로부터 상기 혈관으로 전달되도록 하는 전자기 방사선 원
    을 포함하는 시스템.
  31. 제 30항에 있어서, 전자기 방사선 원이 광섬유 중 다른 것으로 스위칭되기 전에 광섬유 중 하나를 따라 다수의 펄스 중 하나의 발사를 가하고, 이 펄스의 발사는 약 1-50KHz 범위내의 주파수로 공급되는 시스템.
  32. 제 30항 또는 제 31항 중 어느 한 항에 있어서, 전자기 방사선 원이 서로 인접하지 않은 공간적 배열로 다수의 광섬유 중 하나씩 개별적으로 순차적으로 펄스를 가하는 시스템.
  33. 제 30항에 있어서, 상기 펄스가 개별적으로 약 250마이크로-주울의 에너지를 함유하는 시스템.
  34. 제 30항에 있어서, 상기 카테터 길이를 따라 연장하는 관을 더 포함하는데 상기 관은 카테터의 제 1단부로부터 상기 혈관으로 냉각액을 분당 0.1-5cm3범위내의 유속으로 공급하도록 설계된 시스템.
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