УСТРОЙСТВО ДЛЯ АБЛЯЦИИ ТКАНИ С МЕХАНИЗМОМ ОБРАТНОЙ СВЯЗИ ОБРАЗОВАНИЯ ФОТОАКУСТИЧЕСКОГО УЧАСТКА ПОРАЖЕНИЯ
DEVICE FOR TISSUE ABLATION WITH MECHANISM OF FEEDBACK OF FORMATION OF PHOTOACOUSTIC SECTION OF AFFECTION

Настоящее изобретение в целом относится к устройству для абляции ткани любого типа для образования участка поражения в ткани. Настоящее изобретение, в частности, относится к получению обратной связи образования фотоакустического участка поражения от устройства для абляции ткани.
Абляция при мерцательной аритмии (МА) сердца признается перспективой роста для поставщиков устройств и систем диагностической визуализации благодаря увеличению количества методик. Технологии устройств для абляции тканей, основанные на использовании крио-деструкции (замораживании), деструкции ткани лазером или фокусированным ультразвуком высокой интенсивности (HIFU), обещают упростить определение места периферических участков поражения, которые используются для того, чтобы электрически изолировать отверстия легочных вен и, таким образом, для лечения МА. Однако способы клинического мониторинга и установления образования участка поражения до сих пор не существуют, что препятствует обратной связи в реальном времени во время терапевтической процедуры в отношении размера участка поражения, глубины и, следовательно, трансмуральности. Чтобы преодолеть данную проблему, настоящее изобретение предлагает устройство для абляции ткани, которое дает возможность установления образования участка абляционного поражения в реальном времени с использованием фотоакустического эффекта. А именно, данное устройство для абляции ткани иссекает ткань сердца, как известно из уровня техники, и оборудуется, в соответствии с настоящим изобретением, фотоакустическим датчиком отклика, который непрерывно отслеживает акустический отклик ткани и, следовательно, процесс абляции.
Одним из объектов настоящего изобретения является устройство для абляции ткани, содержащее один или несколько излучателей энергии и один или несколько фотоакустических датчиков, согласованно скомпонованных для применения абляционной терапии ткани. Во время работы излучатель(-ли) энергии испускает(-ют) луч, иссекающий ткань, внутрь целевого участка ткани для образования в нем участка поражения, и, альтернативно или одновременно, испускает(-ют) фотовозбуждающий луч внутрь целевого участка ткани, чтобы вызвать фотоакустический отклик ткани, посредством чего фотоакустические датчики определяют фотоакустический отклик ткани.
Вторым объектом настоящего изобретения является система, содержащая систему управления абляционной терапией ткани и вышеупомянутое устройство для абляции ткани. Во время работы система управления абляционной терапией ткани контролирует испускание излучателем(-лями) энергии лучей, иссекающих ткань, и фотовозбуждающих лучей, а также отслеживает образование участка поражения в ткани, основываясь на фотоакустическом отклике ткани, определяемом фотоакустическим датчиком(-ами).
Третьим объектом настоящего изобретения является способ осуществления абляционной терапии ткани. Способ включает в себя испускание луча, иссекающего ткань, внутрь ткани, при котором образуется участок поражения в ткани; испускание фотовозбуждающего луча внутрь ткани, при котором генерируется фотоакустический отклик в ткани; и определение фотоакустического отклика ткани, при котором отслеживается образование участка поражения в ткани.
Вышеупомянутые и другие объекты настоящего изобретения, а также различные признаки и преимущества настоящего изобретения станут очевидны далее из последующего подробного описания различных вариантов осуществления настоящего изобретения, изученного в совокупности с прилагаемыми чертежами. Подробное описание и прилагаемые чертежи служат всего лишь для иллюстрации настоящего изобретения, и не носят ограничивающего характера, причем, объем настоящего изобретения определяется прилагаемой Формулой изобретения и ее эквивалентами.
Фиг.1 и 2 иллюстрируют блок-схему варианта осуществления системы для абляции ткани в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг.3 является графическим представлением способа абляционной терапии ткани с механизмом обратной связи образованияфотоакустического участка поражения в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг.4-6 иллюстрируют первый примерный вариант осуществления баллонного катетера для лазерного абляции в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг.7-9 иллюстрируют второй примерный вариант осуществления баллонного катетера для лазерного абляции в соответствии с настоящим изобретением.
В отношении Фиг.1 и 2 система 10 для абляции ткани согласно настоящему изобретению использует устройство 20 для абляции ткани, имеющее один или несколько излучателей 21 энергии и один или несколько фотоакустических датчиков 22. В большинстве случаев один или несколько излучателей 21 энергии устройства 20 приводятся в действие контроллером 30 лазерной абляции для абляции ткани 60. В качестве альтернативы или одновременно один или несколько излучателей 21 устройства 20 приводятся в действие контроллером 40 фотовозбуждения для генерирования фотоакустического отклика ткани 60. В свою очередь, фотоакустические датчики 22 устройства 20 определяют этот фотоакустический отклик ткани 60, а фотоакустический монитор 50 генерирует фотоакустическое изображение участка 61 поражения, формируемого в ткани 60, на основе фотоакустического отклика, который определяется фотоакустическим датчиком(-ками) 22 устройства 20.
В частности, система 10 для абляции ткани осуществляет блок-схему 70, как показано на Фиг.3, представляющей графически способ абляционной терапии ткани с механизмом обратной связи образованияфотоакустического участка поражения, в соответствии с настоящим изобретением.
В отношении Фиг.3 этап S72 блок-схемы 70 включает в себя контроллер 30 лазерной абляции, приводящий в действие один или несколько излучателей 21 энергии устройства 20 для испускания луча, иссекающего ткань (ИТ), внутрь целевого участка ткани 60, как лучше всего показано на Фиг.1. На практике луч, иссекающий ткань (ИТ), может генерироваться любым источником (например, лазерным, радиочастотным (РЧ) или источником ультразвука высокой интенсивности), может генерироваться в любой форме (например, одиночный длительный импульс, пучок непрерывного излучения или серия коротких импульсов) и может быть модулирован при необходимости.
Этап S74 блок-схемы 70 включает в себя контроллер 40 фотовозбуждения, приводящий в действие один или несколько излучателей 21 устройства 20 для испускания фотовозбуждающего (ФВ) луча внутрь иссекаемого целевого участка ткани 60, как лучше всего показано на Фиг.2. На практике, фотовозбуждающий (ФВ) луч может генерироваться любым источником (например, лазерным, радиочастотным (РЧ) или источником ультразвука высокой интенсивности), может генерироваться в любой форме (например, одиночный длительный импульс, пучок непрерывного излучения или серия коротких импульсов), и может быть модулирован, при необходимости. Кроме того, луч, иссекающий ткань (ИТ), и фотовозбуждающий (ФВ) луч могут испускаться поочередно или последовательно одним(-и) и тем(-и) же излучателем(-ями) 21 устройства 20 внутрь одного и того же целевого участка ткани 60, либо одновременно испускаться различными излучателями 21 устройства 20 внутрь разных целевых участков ткани 60 (например, один целевой участок ткани 60 иссекается лучом, иссекающим ткань (ИТ), в то время как другой, предварительно иссеченный, целевой участок ткани 60 подвергается действию фотовозбуждающего (ФВ) луча).
Этап S76 блок-схемы 70 включает в себя фотоакустический датчик(и) 22 устройства 20, определяющий фотоакустический отклик (ФО) ткани 60, которая чувствительна к воздействию фотовозбуждающего (ФВ) луча, как известно из уровня техники. На практике, фотоакустический датчик(и) 22 устройства 20 может иметь любую форму конструкции (например, это могут быть ультразвуковые пьезо-датчики, P-MUT, С-MUT, измерительные преобразователи на основе оптической интерференции или оптического резонатора Фабри-Перо).
Этап S78 блок-схемы 70 включает в себя фотоакустический монитор 50, генерирующий фотоакустическое изображение участка 61 поражения, образующегося в ткани 60, на основании определяемого фотоакустического отклика (ФО) ткани 60, в соответствии с чем фотоакустическое изображение используется для определения того, следует ли продолжать абляционную терапию ткани 60 или нет. В одном варианте осуществления принятие такого решения является автоматической характеристикой монитора 50, в соответствии с чем монитор 50 завершит блок-схему 70 при достижении характеристиками фотоакустического изображения, обозначающего участок 61 поражения, пороговых значений (например, заранее определенного размера и/или глубины). В альтернативном варианте осуществления принятие указанного решения является характеристикой монитора 50, управляемой вручную, в соответствии с чем монитор 50 отображает фотоакустическое изображение с текущим списком пороговых характеристик участка 61 поражения для того, чтобы способствовать пользователю системы 10 в определении, следует ли завершить абляционную терапию ткани 60 или нет.
Контроллер 30 абляции ткани, контроллер 40 фотовозбуждения и монитор 50 фотоакустического изображения составляют систему управления абляционной терапией ткани. На практике данная система может иметь любую структурную конфигурацию, объединяющую контроллер 30, контроллер 40 и монитор 50, как требует управление устройством для абляции ткани, согласно настоящему изобретению.
Для упрощения дальнейшего понимания настоящего изобретения здесь дается описание баллонного устройства 120 для лазерной абляции (Фиг.4-6) и баллонного устройства 220 для лазерной абляции (Фиг.7-9) в контексте образования периферического участка 63 поражения внутри ткани 62 (например, ткани сосудов легочных вен).
В отношении Фиг.4-6 баллонное устройство 120 для лазерной абляции использует катетер 121, имеющий надувной баллон 122, прикрепленный к нему, и вмещающий эндоскоп 123, ультразвуковой пьезо-датчик 124 и лазерный излучатель 125. Для выполнения терапии лазерной абляции, баллон 122 наполняется подходящей оптоакустической средой 126, которая дает возможность лазерному лучу от лазерного излучателя 125 проходить к участку 63 поражения и дает возможность ультразвуковым волнам от ткани 62 проходить назад к ультразвуковому пьезо-датчику 124. Более конкретно, состав материала баллона 122 и среды 126 могут согласовывать полное акустическое сопротивление ткани 62 для того, чтобы способствовать оптимальному прохождению сигнала лазерного луча от лазерного излучателя 125 к ткани 62 и фотоакустического отклика назад к ультразвуковому пьезо-датчику 124 (например, среда 126 солевого раствора, наполняющая латексный баллон 122). На практике, среда 126 может периодически обновляться для поддержания постоянной температуры внутри баллона 122.
После наполнения баллона начинается непрерывное вращение катетера 121 и используется эндоскоп 123 для определения местонахождения целевого участка ткани 62, как лучше всего показано на Фиг.4. Исходя из определения местонахождения целевого участка ткани 62 луч лазерной абляции (ЛА) в виде высокоэнергетических световых импульсов или высокомощного непрерывного волнового пучка испускается лазерным излучателем 125 сквозь среду 126 к целевому участку ткани 62 для образования участка 63 поражения в ткани 62, как лучше всего показано на Фиг.5. Перемежающийся с лучом лазерной абляции (ЛА) или испускаемый после него луч фотовозбуждения (ФВ) в виде низкоэнергетических лазерных импульсов ближней инфракрасной области порядка микросекунд используется для освещения ткани 62 для того, чтобы тем самым вызвать фотоакустический отклик ФО, определяемый ультразвуковым пьезо-датчиком 124, как лучше всего показано на Фиг.6. На практике луч лазерной абляции (ЛА) (Фиг.5) и луч фотовозбуждения (ФВ) (Фиг.6) могут отклоняться при необходимости уточнить позиционирование участка 63 абляционного поражения, с использованием линз или зеркал, приводимых в действие электромеханическим путем.
В отношении Фиг.7-9 баллонное устройство 220 для лазерной абляции использует катетер 221, имеющий надувной баллон 222, прикрепленный к нему, и вмещающий эндоскоп 223 с линзой типа рыбий глаз, матрицу 224 датчиков, имеющую множество ультразвуковых пьезо-элементов, и лазерную матрицу 225, имеющую множество лазерных излучателей. Для выполнения терапии лазерной абляции баллон 222 наполняется подходящей оптоакустической средой 226, которая дает возможность лазерному лучу от лазерной матрицы 225 проходить к участку 63 поражения и дает возможность ультразвуковым волнам от ткани 62 проходить назад к матрице 224 датчиков. Более конкретно, состав материала баллона 222 и среды 226 могут согласовывать полное акустическое сопротивление ткани 62 для того, чтобы способствовать оптимальному прохождению сигнала лазерного луча от лазерной матрицы 225 к ткани 62 и фотоакустического отклика назад к матрице 224 датчиков (например, среда 226 солевого раствора, наполняющая латексный баллон 222). На практике среда 226 может периодически обновляться для поддержания постоянной температуры внутри баллона 222.
После наполнения баллона катетер 221 находится в стационарном состоянии, а эндоскоп 223 используется для определения местонахождения целевого участка ткани 62, как лучше всего показано на Фиг.7. Исходя из определения местонахождения целевого участка ткани 62, луч лазерной абляции (ЛА) в виде высокоэнергетических световых импульсов или высокомощного непрерывного волнового пучка испускается лазерной матрицей 225 сквозь среду 226 к целевому участку ткани 62 для образования участка 63 поражения в ткани 62, как лучше всего показано на Фиг.8. Перемежающийся с лучом лазерной абляции (ЛА) или испускаемый после него луч фотовозбуждения (ФВ) в виде низкоэнергетических лазерных импульсов ближней инфракрасной области порядка микросекунд используется для освещения ткани 62 для того, чтобы тем самым вызвать фотоакустический отклик ФО, определяемый матрицей 224 ультразвуковых пьезо-датчиков, как лучше всего показано на Фиг.9. На практике луч лазерной абляции (ЛА) (Фиг.8) и луч фотовозбуждения (ФВ) (Фиг.9) могут отклоняться при необходимости уточнить позиционирование участка 63 абляционного поражения с использованием линз или зеркал, приводимых в действие электромеханическим путем.
В дополнительных вариантах осуществления баллонного устройства для лазерной абляции согласно настоящему изобретению в них может реализовываться сочетание вращающихся компонентов (Фиг.4-6) и стационарных компонентов (Фиг.7-9). Например, лазерным излучателем может быть совокупность статичных линз, которая предусматривает преломление луча для фокусирования и отражение/преломление для наведения, а фотоакустический датчик может вращаться с целью создания фотоакустического изображения участка поражения, образованного в ткани. В качестве еще одного примера, лазерным излучателем может быть совокупность вращающихся линз, которая предусматривает преломление луча для фокусирования и отражение/преломление для наведения, а фотоакустический датчик может быть статичным с целью создания фотоакустического изображения участка поражения, образованного в ткани.
В отношении Фиг.1-9, средние специалисты в данной области оценят то, что устройство для абляции ткани согласно настоящему изобретению может использоваться в многочисленных сферах применения, и, на практике, фактическая структурная конфигурация устройства для абляции ткани, согласно настоящему изобретению, будет зависеть от специфических особенностей конкретной области применения устройства. Таким образом, настоящее изобретение не рассматривает какой-то конкретный тип наилучшей структурной конфигурации устройства для абляции ткани в соответствии с настоящим изобретением среди многих потенциальных сфер применения.
2
Также в отношении Фиг.1-9, эксперименты доказали, что создание фотоакустического изображения участка поражения, образованного в ткани, в соответствии с настоящим изобретением, может отличать нормальную ткань от иссеченной ткани. Например, для сердечной ткани, включающей нормальную ткань и иссеченную ткань, сформированную 800 нм лазером полной мощностью 123 мДж/см, сканирование области образования участка поражения размером 22 мм х 20 мм, задействующее двадцать (20) двухмерных срезов сердечной ткани при разделении в 1 мм в направлении сканирования, показывает иссеченную ткань, которая заметно отличается от нормальной ткани. Сочетание двухмерных срезов реконструируется в трехмерное изображение образования участка поражения.
Несмотря на то, что варианты осуществления изобретения, раскрытого здесь, в настоящее время считаются предпочтительными, могут быть произведены различные изменения и модификации, не выходящие за пределы сущности и объема данного изобретения. Объем данного изобретения указывается в прилагаемой Формуле изобретения, и все изменения, подпадающие под значение и объем эквивалентов, надо понимать как содержащиеся в них.