專利名稱：體內(nèi)栓子的聲學(xué)控制的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總體上涉及介入性醫(yī)療裝置和方法，特別是用于控制 血流中栓子流的裝置和方法。
背景技術(shù)：
本領(lǐng)域中公知的是，聲波行進(jìn)通過液體時(shí)會(huì)向液體中懸浮的 顆粒和氣泡施加力。聲波與這種顆粒之間的相互作用的實(shí)質(zhì)和強(qiáng) 度被描述于，例如，Yosioka和Kawasima的"Acoustic Radiation Pressure on a Compressible Sphere," Acustica 5 (1955》第167-173頁，該文章結(jié)合在此作為參考。這篇文章提供了分析公式，用于 基于聲波、顆粒和環(huán)境液體的參數(shù)計(jì)算聲波力。前述專利文獻(xiàn)US 2003/0221561 Al描述的超聲裝置使用聲輻 射壓來在介入性心臟治療過程例如心血管手術(shù)中防止栓子到達(dá)腦 部。(術(shù)語本申請(qǐng)的說明書和權(quán)利要求書中使用的術(shù)語"栓子 (embolus)"指的是在血液中循環(huán)的任何異常顆粒。這種顆?？梢园懝檀?、血小板聚集塊、血凝塊、鈣斑、氣泡、脂肪、這些 物質(zhì)的組合等等)。該專利文獻(xiàn)中描述了用于此目的的各種不同的 裝置，包括介入性裝置，其用于在手術(shù)過程中置于胸腔中，并且 與針式排放裝置或其它排放系統(tǒng)組合使用，以去除被轉(zhuǎn)向的微氣 泡。在US 2003/0221561 Al描述的一個(gè)實(shí)施例中， 一種用于從血 流中去除栓子的裝置包括在大致橫竇區(qū)域與主動(dòng)脈后側(cè)的外表面 相關(guān)聯(lián)的換能器。換能器通電以產(chǎn)生指向主動(dòng)脈內(nèi)側(cè)的聲波。針 式排放裝置在橫竇下游插入主動(dòng)脈前側(cè)，以使被換能器轉(zhuǎn)向的栓 子通過針式排放裝置排出。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明的實(shí)施例提供了改進(jìn)的裝置和方法，用于通過向血管 發(fā)射超聲波而使血管中的栓子流轉(zhuǎn)向。這些實(shí)施例可以避免像本 領(lǐng)域中公知的其它技術(shù)那樣需要穿刺或介入血管內(nèi)部。下面描述的裝置特別適于配置在胸腔中，用于使主動(dòng)脈弓中 流動(dòng)的栓子轉(zhuǎn)向流入降主動(dòng)脈中并且離開通向腦部的頸部血管的 主源頭(great origin)。由于裝置緊鄰目標(biāo)血管安置，因此可以通 過簡單的措施快速且精確地對(duì)準(zhǔn)。這種裝置特別適用于防止神經(jīng)損傷，這種損傷可能會(huì)由于臟手術(shù)和其它介入性心臟病治療過程 中的栓子釋放而發(fā)生。然而，本發(fā)明的原理還可以應(yīng)用于在其它 位置例如頸動(dòng)脈分叉使血流轉(zhuǎn)向。為此，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，提供了一種用于控制栓子 在患者主動(dòng)脈中的流動(dòng)(栓子流)的裝置，所述裝置包括超聲換能器，其被構(gòu)造成在頸部血管的主源頭附近將超聲射束發(fā)射到主動(dòng)脈中；以及驅(qū)動(dòng)電路，其被連接成驅(qū)動(dòng)超聲換能器以產(chǎn)生超聲射束，所 述超聲射束的頻率和功率級(jí)別足以使至少是目標(biāo)比率的具有給定 類型格尺寸的栓子轉(zhuǎn)向離開頸部血管。在所公開的一個(gè)實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)電路被連接成以下述方式驅(qū) 動(dòng)超聲換能器，即能夠使得具有給定尺寸和類型的栓子向頸部血 管中的流動(dòng)減少至少80%，并且超聲換能器被構(gòu)造成以下述方式 發(fā)射超聲射束，即能夠使至少是目標(biāo)比率的栓子轉(zhuǎn)向進(jìn)入降主動(dòng) 脈。在一些實(shí)施例中，所述裝置包括保持器，其被連接成保持超 聲換能器靠近主動(dòng)脈。保持器可以被固定在牽開器上，所述牽開 器用于在心臟打開手術(shù)中撐展患者胸骨。典型地講，保持器被構(gòu) 造成將超聲換能器保持在主動(dòng)脈前側(cè)，以使超聲換能器沿向后方 向發(fā)射超聲射束使之穿過主動(dòng)脈。在一些實(shí)施例中，超聲射束是非聚焦型的。在一個(gè)實(shí)施例中， 超聲射束在主動(dòng)脈處的強(qiáng)度為至少0.3 W/ cm2，并且超聲射束從換 能器擴(kuò)散穿過主動(dòng)脈。典型地講，所述裝置包括夾置于換能器和主動(dòng)脈之間的柔性 耦合器。在一些實(shí)施例中，柔性耦合器包括凝膠和聚合物中的至 少一種。在另一些實(shí)施例中，柔性耦合器包括薄膜，其容納著用 于將超聲射束從換能器耦合至主動(dòng)脈的流體。在這些實(shí)施例之一 中，所述裝置包括外殼，其容納著換能器和所述流體，其中所述 薄膜構(gòu)成所述外殼的至少一部分，外殼包括流體端口，用于在換 能器靠近主動(dòng)脈固定的情況下將流體注入外殼中。所述裝置還包 括流體循環(huán)組件，其連接著流體端口，以通過使流體流經(jīng)外殼而冷卻換能器，其中流體循環(huán)組件包括封閉回路。在另一實(shí)施例中，所述裝置包括聲波導(dǎo)，其適于從超聲換能 器向主動(dòng)脈傳送超聲射束。聲波導(dǎo)的遠(yuǎn)端被構(gòu)造成適于接近主動(dòng) 脈，并且可以在所述遠(yuǎn)端附近包括擴(kuò)散光學(xué)器件。在一些實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)電路適于響應(yīng)于栓子向主動(dòng)脈中的流 動(dòng)的變化而間歇式地啟動(dòng)超聲換能器。在一個(gè)實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)電 路被連接成接收指示患者心跳的信號(hào)，并且與心跳同步地啟動(dòng)超 聲換能器。在另一實(shí)施例中，響應(yīng)于與第二時(shí)段相關(guān)的栓子向主 動(dòng)脈中的流動(dòng)的變化，驅(qū)動(dòng)電路適于在第一時(shí)段中以低功率級(jí)別 啟動(dòng)超聲換能器、在第二時(shí)段中以高功率級(jí)別啟動(dòng)超聲換能器。在其它實(shí)施例中，驅(qū)動(dòng)電路通過操作而以脈沖激勵(lì)的方式啟 動(dòng)超聲換能器。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，還提供了一種用于控制栓子在患 者主動(dòng)脈中的流動(dòng)(栓子流)的裝置，所述裝置包括超聲換能器，其被構(gòu)造成發(fā)射超聲射束；以及保持器，其近端適于被固定在牽開器上，所述牽開器用于在 心臟打開手術(shù)中撐展患者胸骨，所述保持器的遠(yuǎn)端被連接成保持 超聲換能器靠近主動(dòng)脈，以使得換能器在手術(shù)過程中向主動(dòng)脈中 發(fā)射超聲射束。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，還提供了一種用于向具有不規(guī)則形狀的組織中傳送聲學(xué)能量的裝置，所述裝置包括超聲換能器，其被構(gòu)造成發(fā)射超聲射束；以及柔性耦合器，其夾置于換能器和組織之間，耦合器包括與組 織的聲學(xué)特性相類似的匹配材料，其適于變形以匹配(貼合)組織的不規(guī)則形狀，以使超聲射束穿過匹配材料進(jìn)入組織。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，還提供了一種超聲組件，包括 超聲換能器，其被構(gòu)造成發(fā)射超聲射束；外殼，其容納著超聲換能器，并且包括耦合器，用于將超聲 射束耦合到目標(biāo)組織中；纜線，其具有遠(yuǎn)端和近端，所述遠(yuǎn)端連接至外殼并且包括電 纜和流體管路；以及盒體，其連接至纜線的近端，所述盒體包括電連接器，其連接著電纜，并且適于連接到用于驅(qū)動(dòng)換能 器的電源；和流體容器，其連接著流體管路，并且容納著用于經(jīng)所述管 路循環(huán)通過外殼以冷卻換能器的流體。在所公開的一個(gè)實(shí)施例中，所述組件包括控制臺(tái)，其具有容 納部，該容納部的尺寸被設(shè)置成適于接收盒體，控制臺(tái)容納著電 源，用于與所述電連接器和用來驅(qū)動(dòng)流體循環(huán)的機(jī)械驅(qū)動(dòng)裝置接 合。典型地講，控制臺(tái)適于驅(qū)動(dòng)流體循環(huán)而不接觸流體，流體通 過所述管路在封閉回路中流動(dòng)。作為附加或替代，控制臺(tái)可以包 括冷卻裝置，其被安置成在盒體插入容納部中時(shí)與流體容器熱耦 合。此外，作為附加或替代，盒體包括電子器件，其包含關(guān)于組 件的數(shù)據(jù)，控制臺(tái)包括無線讀取器，其被連接成在盒體插入容納 部中時(shí)從電子器件讀取數(shù)據(jù)。在一個(gè)實(shí)施例中，流體容器和管路 被充入流體，然后被氣密性密封，并且在組件使用之前被消毒。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，還提供了一種控制栓子在患者主 動(dòng)脈中的流動(dòng)(栓子流)的方法，所述方法包括在頸部血管的主源頭附近將超聲射束發(fā)射到主動(dòng)脈中，其中超聲頻率和功率級(jí)別 使得至少是目標(biāo)比率的具有給定類型格尺寸的栓子轉(zhuǎn)向離幵頸部 血管。在所公開的一個(gè)實(shí)施例中，發(fā)射超聲射束的步驟包括響應(yīng)于 栓子向主動(dòng)脈中的流動(dòng)的變化而間歇式啟動(dòng)超聲射束。典型地講， 啟動(dòng)超聲射束的步驟包括接收指示患者心跳的信號(hào)，并且與心跳 同步地啟動(dòng)超聲換能器。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，還提供了用于向具有不規(guī)則形狀 的組織中傳送聲學(xué)能量的方法，所述方法包括將柔性耦合器夾置于超聲換能器和組織之間，耦合器包括與 組織的聲學(xué)特性相類似的匹配材料，其適于變形以匹配(貼合) 組織的不規(guī)則形狀；以及從超聲換能器發(fā)射超聲射束以使超聲射束穿過匹配材料進(jìn)入 組織。


通過下面結(jié)合附圖所作的詳細(xì)描述，可以更全面地理解本發(fā)明。圖1是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于在心臟手術(shù)過程中使栓子轉(zhuǎn) 向的系統(tǒng)的示意圖；圖2是心臟手術(shù)中患者胸腔的示意性前視圖，顯示了根據(jù)本 發(fā)明實(shí)施例的用于使栓子轉(zhuǎn)向的超聲波裝置的安置；圖3是沿著圖2中的線III-III所作的胸腔的示意性側(cè)視圖， 顯示了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的超聲波裝置靠近主動(dòng)脈安置的細(xì)節(jié)；圖4是沿著圖3中的線IV-IV所作的示意性剖視圖，顯示了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的超聲波裝置與主動(dòng)脈之間的聲學(xué)耦合；圖5A和5B是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于使栓子轉(zhuǎn)向的冷卻式 超聲波裝置的示意性側(cè)視圖和后視圖；圖6A是根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施例的用于對(duì)栓子進(jìn)行超聲轉(zhuǎn)向 的組件的示意性側(cè)視圖；圖6B是圖6A中的組件的示意性端視圖，顯示了根據(jù)本發(fā)明 實(shí)施例的組件與控制臺(tái)之間的連接；圖7是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于使栓子轉(zhuǎn)向的超聲波裝置在 心臟手術(shù)過程中的示意圖，其中使用了用于傳送聲能的波導(dǎo)；圖8是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于圖7所示裝置中的聲波導(dǎo)的具體實(shí)施方式
圖1是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的在對(duì)患者24的心臟22實(shí) 施的介入性過程中用于使栓子轉(zhuǎn)向的系統(tǒng)20的示意圖。在本例中， 醫(yī)師26已經(jīng)通過胸骨正中切開術(shù)打開了患者的胸腔，然后施加牽 開器28以撐展胸骨的兩部分。隨后醫(yī)師切開心包膜以暴露心臟， 如本領(lǐng)域中所公知。在對(duì)心臟進(jìn)行實(shí)際操作之前，醫(yī)師在切口的 最頂側(cè)位置靠近主動(dòng)脈安置用于使栓子轉(zhuǎn)向的超聲波裝置30。裝 置30被配設(shè)，并且被操作以產(chǎn)生指向主動(dòng)脈中的超聲射束，以使 得主動(dòng)脈中的栓子轉(zhuǎn)向離開頸部血管的主源頭。裝置30的結(jié)構(gòu)和 功能特點(diǎn)將在后面的圖中詳細(xì)顯示。圖2是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的患者24的胸腔32的示意性前視 圖。牽開器28的夾鉗保持胸骨打開，心包膜34被切開以暴露心 臟22。裝置30靠著主動(dòng)脈36安置，鄰近頸部血管38的主源頭，頸部血管包括無名動(dòng)脈、左頸總動(dòng)脈、左鎖骨下動(dòng)脈(為了完整，顯示出上腔靜脈40)。在本實(shí)施例中，裝置30被緊固在牽開器28 的一個(gè)夾鉗上的鉸接臂42保持就位。裝置30因此而被以預(yù)期的 位置和定向穩(wěn)固地保持在上部胸腔中，而不干擾手術(shù)區(qū)。作為附加或替代，其它裝置也可以用于將裝置30保持就位。 例如，附著在裝置外殼上的韌性線材可以纏繞在主動(dòng)脈上，然后 被縫合以防止手術(shù)過程中移動(dòng)。圖3是胸腔32沿著圖2中的線III-III所作的示意性側(cè)視圖。 圖中顯示了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的用于安裝和操作裝置30的進(jìn)一步 的特征。請(qǐng)注意，裝置30在打開的胸腔的上側(cè)(圖3中的左側(cè)) 隱藏在患者皮膚下面，盡管在圖2中為了清楚顯示整個(gè)裝置被展 現(xiàn)出來。裝置30包括超聲換能器44,例如壓電元件或壓電元件陣列。 換能器44通過聲耦合器46連接至主動(dòng)脈36，以提供從換能器至 血管的高效能量轉(zhuǎn)換。耦合器46通常包括匹配層，其材料是透聲 的并且具有類似于軟組織的聲學(xué)特性。例如，耦合器46的材料可 以包括超聲凝膠、硅酮、聚乙烯甚至水(可以循環(huán)以冷卻換能器， 如后面參照?qǐng)D5所描述)。如顯示于圖3,耦合器46具有足夠的柔 性，以便變形而與其接觸的組織的不規(guī)則形狀相匹配。這種變形 提供了裝置30和主動(dòng)脈36之間的連續(xù)連接，從而提高超聲能量 的傳送效率。在未在圖中示出的替代性實(shí)施例中，裝置30的聲耦合器具有 內(nèi)凹表面，其在裝置被按壓在目標(biāo)組織上時(shí)產(chǎn)生封閉內(nèi)腔。然后， 通過裝置的真空口將該內(nèi)腔排空，以使內(nèi)凹表面平坦化并牢固地 附著在組織上。耦合器被制作成具有足夠的柔性，從而只需低真 空度即可實(shí)現(xiàn)這種效果。在手術(shù)過程結(jié)束后，真空被取消，以允許裝置拆下。圖3還示出了通過主動(dòng)脈瓣50發(fā)出的(或者可能是從升主動(dòng) 脈脫落的)栓子48流入主動(dòng)脈36的軌跡。醫(yī)師26在心臟手術(shù)中 的動(dòng)作，例如插套管、除套管和阻斷，特別容易導(dǎo)致這樣的栓子 釋放到血流中。在沒有裝置30的情況下， 一些栓子容易被夾帶于 流入頸部血管38的分支血流中。然而，裝置30目的在于使換能 器44產(chǎn)生的聲學(xué)射束沿著背離血管38的主源頭朝向降主動(dòng)脈的 方向向栓子48施加壓力。這樣，栓子被轉(zhuǎn)向離開頸部血管，由此 保護(hù)患者24的腦部不受神經(jīng)損傷；而如果栓子48流經(jīng)血管38之 一并且駐留在腦部的較小血管中的話，可能導(dǎo)致神經(jīng)損傷。盡管 本發(fā)明人發(fā)現(xiàn)圖3所示的位置和定向能夠最佳地將栓子導(dǎo)向至降 主動(dòng)脈中，但其它配置也可以是有效的，并且被認(rèn)為包含在本發(fā) 明的范圍內(nèi)。例如，作為現(xiàn)圖3所示的位置和定向的附加或替代， 超聲換能器可以沿著主動(dòng)脈36以其它位置和定向安置，或靠近其 它血管安置。圖4是沿著圖3中的線IV-IV所作的裝置30和主動(dòng)脈36的 示意性剖視圖。圖中顯示了根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例對(duì)換能器44產(chǎn)生的 聲學(xué)射束52進(jìn)行擴(kuò)散處理。射束指向人體后部(如前面圖中所示)， 并且足夠?qū)挘灾辽俑采w頸部血管38的開始兩個(gè)分支即無名動(dòng)脈 和左頸總動(dòng)脈的端口。典型地講，射束52在此點(diǎn)的寬度為大約1 cm或以上，在頻率為0.5MHz或以上時(shí)的平均射束強(qiáng)度(密度) 為至少0.3 W/cm2。本發(fā)明人在實(shí)驗(yàn)室動(dòng)物體內(nèi)試驗(yàn)中發(fā)現(xiàn)，射束參數(shù)為頻率2.2 MHz、平均強(qiáng)度2 W/cm、就足以對(duì)至少80%的直徑為0.5 mm的聚 苯乙烯試驗(yàn)顆粒流進(jìn)行轉(zhuǎn)向。換言之，在這樣的射束條件下，進(jìn) 入頸部血管的尺寸為0.5 mm的栓子的數(shù)量同沒有裝置30時(shí)進(jìn)入頸部血管的數(shù)量相比會(huì)減少至少80%。在低得多的強(qiáng)度下，例如 低至0.5W/cm2，就足以使大部分氣泡轉(zhuǎn)向?；蛘?，其它射束參數(shù)可以用于對(duì)具有任何其它給定尺寸和形 狀的顆粒以給定目標(biāo)比率進(jìn)行轉(zhuǎn)向。在本申請(qǐng)的說明書和權(quán)利要 求書中，"目標(biāo)比率指的是將要從頸部血管轉(zhuǎn)向的栓子顆粒所占 的比率。神經(jīng)損傷的可能性因此而被降低。射束強(qiáng)度越高，栓子 被轉(zhuǎn)向的比率越大。頻率越高，可被裝置30的超聲射束有效轉(zhuǎn)向 的栓子顆粒的最小尺寸越小。例如，頻率為3 MHz的超聲射束可 以有效地轉(zhuǎn)向尺寸為200 /mi的栓子，更高的頻率可以使小至100 Mm的栓子轉(zhuǎn)向。然而，頻率升高趨向于對(duì)主動(dòng)脈和周圍組織有更 強(qiáng)的加熱作用。本領(lǐng)域的技術(shù)人員可以理解，可以基于這里給出 的準(zhǔn)則對(duì)超聲頻率和射束功率進(jìn)行最佳選擇。血管超聲成像可以 用來確定給定頻率和射束功率對(duì)具有任何給定目標(biāo)尺寸的栓子的 轉(zhuǎn)向作用的效用。使用擴(kuò)散射束52的益處在于，可以利用相對(duì)較小的換能器覆 蓋主動(dòng)脈36的整個(gè)橫截面，并且可以避免下層組織例如肺和脊椎 的熱損傷。例如，假定射束52在脊椎處的直徑為在主動(dòng)脈處的直 徑的兩倍，則脊椎處的聲學(xué)強(qiáng)度只有主動(dòng)脈中強(qiáng)度的25%。(另一 方面，換能器44產(chǎn)生的強(qiáng)度應(yīng)當(dāng)比主動(dòng)脈中的預(yù)期強(qiáng)度高一個(gè)系 數(shù)，該系數(shù)足以補(bǔ)償射束擴(kuò)散。)為了產(chǎn)生擴(kuò)散的射束，換能器44 可以包括外凸的壓電元件或安裝在外凸表面上的一個(gè)陣列的壓電 元件?；蛘?，換能器可以包括一個(gè)相控陣列的元件，它們被電子 驅(qū)動(dòng)以產(chǎn)生擴(kuò)散射束。利用本領(lǐng)域中公知的上述以及其它換能器， 可以產(chǎn)生任何適宜的擴(kuò)散射束形狀。在未在圖中示出的替代性實(shí)施例中，換能器44產(chǎn)生聚焦超聲 射束，其指向頸部血管38在主動(dòng)脈36中的主源頭，以使栓子48轉(zhuǎn)向離開這些特定位置。這種方法的益處在于，可以降低主動(dòng)脈所暴露于其中的超聲能量的總量，但是需要精確地對(duì)準(zhǔn)裝置30。 為了有助于對(duì)準(zhǔn)，裝置可以包括多普勒超聲換能器，其基于相關(guān) 血流的多普勒特征來檢測(cè)頸部血管源頭的位置。多普勒換能器可 以安裝在例如用于產(chǎn)生轉(zhuǎn)向射束的動(dòng)力換能器的中心。然后該動(dòng) 力換能器被手工或自動(dòng)定向，以聚焦在由多普勒特征指示的位置。在另一實(shí)施例中，換能器44產(chǎn)生非聚焦超聲射束，其直徑大 致等于或大于主動(dòng)脈36的直徑。這種射束可以由例如具有扁平有 源元件的活塞狀換能器產(chǎn)生。在本申請(qǐng)的說明書和權(quán)利要求書中， 非聚焦的或基本上在主動(dòng)脈之內(nèi)擴(kuò)散的聲學(xué)射束被統(tǒng)稱為"非聚 焦射束"。現(xiàn)在返回圖1，可以看到，裝置30通過纜線54連接至控制臺(tái) 56?？刂婆_(tái)包括電源驅(qū)動(dòng)電路58，其產(chǎn)生射頻(RF)能量以驅(qū)動(dòng) 裝置30，典型地以適于換能器44的最佳頻率驅(qū)動(dòng)。典型地講，電 路58產(chǎn)生的頻率為0.5MHz或以上，對(duì)于非聚焦射束而言電能功 率輸出為至少5W。(在使用聚焦射束的實(shí)施例中，功率級(jí)別可能 低些。)或者，根據(jù)治療要求和技術(shù)限制，可以使用更高或更低的 頻率和功率級(jí)別。如前面所指出，在選擇頻率和功率級(jí)別時(shí)，通 常要在目標(biāo)顆粒和預(yù)期的轉(zhuǎn)向比率與可能的組織過度受熱的負(fù)面 作用之間取得平衡。纜線54可選地包括用于在裝置30和冷卻單元60之間循環(huán)流 體的管路。流體循環(huán)的目的是避免換能器44在操作中過熱，以及 冷卻聲耦合器46所接觸的組織。如果流體循環(huán)通過耦合器46，則 流體還可以用作超聲換能器和組織之間的有效耦合介質(zhì)。系統(tǒng)20 的這些特征將參照?qǐng)D5A、 5B、 6A和6B進(jìn)一步描述。系統(tǒng)20的操作由控制單元62控制，控制單元典型地包括微處理器，其帶有適宜的界面和邏輯電路，以與系統(tǒng)的其它元件相互作用。典型地講，控制單元基于通過用戶界面64輸入系統(tǒng)的參 數(shù)來啟動(dòng)和關(guān)閉驅(qū)動(dòng)電路58和冷卻單元60。用戶界面可以包括觸 摸屏、鍵盤和/或定點(diǎn)裝置(未示出)。還可以提供遠(yuǎn)程控制器66， 例如腳踏板，以使醫(yī)師26 (或其它使用者)在手術(shù)過程中接通/ 斷開裝置30。為了降低組織受熱，有益的是，裝置30被控制而只在需要時(shí) 產(chǎn)生聲學(xué)射束，而非在整個(gè)手術(shù)過程中連續(xù)產(chǎn)生射束。為了以這 種方式控制裝置30，控制單元62可以被編程以實(shí)施不同的操作模 式，例如 連續(xù)模式，其中裝置30的操作由醫(yī)師26 (或其它操作者) 直接控制，典型地利用遠(yuǎn)程控制器66?？梢灶A(yù)期，醫(yī)師將在高栓 塞發(fā)生率相關(guān)的手術(shù)動(dòng)作中，例如插套管、除套管和阻斷，啟動(dòng) 驅(qū)動(dòng)電路58。 間歇模式，其特別適用于對(duì)于連續(xù)操作而言聲學(xué)功率級(jí)別 太高的情況下。在這種情況下，醫(yī)師(或其它操作者)恰好在適 于導(dǎo)致栓子釋放的動(dòng)作之前啟動(dòng)驅(qū)動(dòng)電路58?？刂茊卧?2使得驅(qū) 動(dòng)電路能夠運(yùn)行預(yù)定長度的時(shí)間，典型地在幾秒鐘至二十分鐘之 間，這取決于聲學(xué)射束頻率和功率。在允許時(shí)段結(jié)束后，控制單 元關(guān)閉驅(qū)動(dòng)電路并且防止裝置30進(jìn)一步操作，直至經(jīng)過特定的封 閉時(shí)段。 多功率模式，其適用于這樣的過程，即在手術(shù)過程的大部 分時(shí)間內(nèi)產(chǎn)生氣泡栓子(例如由心肺機(jī)發(fā)出)，并且在跟隨主動(dòng)脈 處理的短時(shí)間內(nèi)產(chǎn)生固體栓子。為了提高能量效率，聲學(xué)射束在 手術(shù)過程的大部分或全部時(shí)間內(nèi)以低強(qiáng)度啟動(dòng)，以使氣泡轉(zhuǎn)向。 在主動(dòng)脈處理過程中，系統(tǒng)間歇式地切換到高強(qiáng)度一小段時(shí)間(與前面間歇模式相同)，以使固體栓子轉(zhuǎn)向。 同步化模式，其適用于這樣的過程(或部分過程)，其中患者的心臟是跳動(dòng)的?？刂茊卧?2可以基于例如來自電極68的ECG 信號(hào)或其它被監(jiān)視的生理學(xué)參數(shù)而檢測(cè)心跳?？刂茊卧獑?dòng)裝置 30以產(chǎn)生與心跳同步的聲學(xué)射束，從而與心臟的輸出功能相匹配。 典型地講，控制單元只在峰值收縮流以滿功率啟動(dòng)射束，而在血 液流經(jīng)主動(dòng)脈瓣50的流量很小的其余心臟周期，射束功率降低(或者甚至是關(guān)閉)。這種操作模式可以使得施加到主動(dòng)脈36上的平 均聲學(xué)功率降低到連續(xù)模式的三到四分之一。在所有上述模式中，在裝置30啟動(dòng)后，其既可以以連續(xù)波 (CW)的形式也可以以負(fù)載周期小于100%的脈沖激勵(lì)的方式驅(qū) 動(dòng)。在采用脈沖激勵(lì)時(shí)，施加在栓子上的輻射壓力是脈沖式的。 因此，栓子可以在前面脈沖中獲得的動(dòng)量作用下集中轉(zhuǎn)向，從而 同連續(xù)激勵(lì)相比，可以以更低的平均聲學(xué)功率更高效地轉(zhuǎn)向。脈 沖激勵(lì)的另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是，拓寬了所發(fā)射的聲學(xué)波的頻譜，從而在 近場(chǎng)區(qū)獲得更均勻的射束。如前所述，冷卻單元60是可選的，是否需要冷卻單元取決于 裝置30的配置和換能器44的效率和操作模式。參看例如圖4所 示的配置，假定換能器44產(chǎn)生40 W的聲學(xué)功率，效率為80%， 這意味著換能器產(chǎn)生10 W的熱量。假定耦合器46包括膠墊體積 為40 cm3，則換能器44產(chǎn)生的熱量將導(dǎo)致膠墊溫度升高為每操作 一分鐘大約3.5°C。因此，只要裝置30的啟動(dòng)時(shí)間被限制為不超 過幾分鐘，并且間隔的非工作時(shí)間至少等于使膠墊冷卻的吋間， 那么裝置30就可以在沒有外部冷卻的情況下工作。在施加足夠高 的聲學(xué)功率時(shí)，或者換能器44效率更低時(shí)，可以使用外部冷卻電路，例如下面描述的那些。圖5A和5B示意性地顯示了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的用于 使栓子轉(zhuǎn)向的流體冷卻式超聲波裝置70。圖5A顯示了裝置70以 及控制臺(tái)56的一些元件的側(cè)視圖，圖5B是裝置的后視圖。裝置 70可以通過與裝置30基本相同的方式用在系統(tǒng)20中，因?yàn)槌?下面描述的以外，其具有與裝置30類似的特性。在裝置70中， 換能器44容納在外殼72中，外殼中充有由冷卻單元60供應(yīng)的循 環(huán)流體。換能器通過支架76中的功率輸入線路74從電路58接收 RF功率，該支架將換能器固定至外殼72。外殼典型地包括硬質(zhì)生 物相容性塑料，例如丙烯酸酯、聚碳酸酯、氟碳化合物材料或聚 醚醚酮(PEEK)，或是生物相容性金屬，例如不銹鋼、鈦或鋁。 外殼前部包括聲窗80，來自換能器44的聲學(xué)波透過該聲窗發(fā)射出 來。該聲窗典型地包括薄、柔性的透聲薄膜，例如膠乳、硅酮聚 氨酯或聚乙烯。冷卻單元60通過管路78而透過外殼72抽吸流體，該管路連 接著外殼的引入端口 82和排出端口 84。流體通過外殼72和支架 76之間的空間流入和流出換能器44和聲窗80之間的區(qū)域。(支架 76內(nèi)的區(qū)域可以充填空氣。)在這種情況下，流體扮演的是前面實(shí) 施例中的耦合器46的角色。換言之，流體既能夠冷卻換能器44， 又被用作換能器與患者24體內(nèi)目標(biāo)組織之間的柔性匹配層。除了 引入端口 82和排出端口 84以外，外殼被氣密性地密封。典型地講，聲窗80是松弛的，直至外殼72被流體加壓，然 后流體將聲窗推壓在相鄰組織上，以使外殼內(nèi)的流體匹配層與目 標(biāo)組織相符。為了便于對(duì)外殼加壓，排出端口 84可以比引入端口 82窄。在未在圖中示出的替代性實(shí)施例中，換能器的外殼的各個(gè) 側(cè)面也包括薄的柔性材料，類似于聲窗80，從而在被流體加壓時(shí) 外殼像氣球一樣膨脹。本領(lǐng)域技術(shù)人員可以想象出其它材料和構(gòu)造方法。冷卻單元60包括泵86，其用于在外殼72和冷卻裝置88例如 制冷器或熱交換器之間循環(huán)流體。這樣，冷卻單元可以確保裝置 70保持在適宜溫度，并且外殼72被加壓以使聲窗80膨脹。流體 快速流過外殼72還可以去除氣泡，否則的話氣泡可能會(huì)分散一部 分由換能器44發(fā)出的聲學(xué)能量。雖然在裝置70用于使栓子在主 動(dòng)脈中轉(zhuǎn)向時(shí)外殼72中的流體的組合的聲學(xué)匹配和冷卻功能特別 有用，但這種換能器組件和外殼也可以用于其它醫(yī)用超聲設(shè)備， 特別是與高功率超聲波破碎相關(guān)的應(yīng)用。冷卻換能器44也可以采用其它方案。例如，冷卻的液體或氣 體(或二者)可以在換能器的背側(cè)流經(jīng)換能器的外殼，而換能器 的前側(cè)通過凝膠或聚合物匹配層連接至目標(biāo)組織。作為另一個(gè)例 子，換能器可以是空氣冷卻式的，而冷卻流體流過換能器前側(cè)。 本領(lǐng)域技術(shù)人員可以構(gòu)想出其它冷卻方案。圖6A是根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施例的一次性換能器組件90的示 意性側(cè)視圖。組件90包括超聲波裝置92，其包含換能器(如顯示 于前面的圖中)和聲耦合器94并且具有如前面所描述的臂42。聲 耦合器可以包括任何適宜的材料，例如聚合物、凝膠或液體，既 可以是靜止的也可以是流動(dòng)的，如前面所描述。裝置92通過纜線 54連接至盒體96，該盒體被設(shè)計(jì)成適于插入并匹配于冷卻單元60 內(nèi)的容納部中。組件90被以整體式、密封、無菌的單元的形式提 供，以便單次使用，用后廢棄。纜線54包括電纜98，用于向裝置92中的換能器提供電能， 以及流體軟管100，液體或氣體通過該軟管循環(huán)流入流出裝置92 以冷卻換能器。電纜98在盒體96的近側(cè)104終止于連接器102。 軟管100中的流體被轉(zhuǎn)子108抽吸通過盒體96中的冷卻容器106。轉(zhuǎn)子通過軸110而被驅(qū)動(dòng)，該軸同樣終止于盒體的近側(cè)?；蛘撸?軟管100的一段可以從盒體的側(cè)面之一伸出，以與冷卻單元60中 的滾子泵接合。在任何情況下，組件中的流體都是在封閉回路中 流動(dòng)。盒體96因此可以被氣密性密封(具有用于纜線54、連接器 102和軸110的適宜的穿通導(dǎo)引結(jié)構(gòu))，以使組件90內(nèi)的流體永遠(yuǎn) 不會(huì)接觸冷卻單元60，從而維持裝置92的衛(wèi)生。圖6B是冷卻單元60內(nèi)的盒體96的由盒體近側(cè)104所作的示 意性端視圖。當(dāng)盒體插入匹配的容納部時(shí)，連接器102和軸110 與冷卻單元內(nèi)的適宜的電學(xué)和機(jī)械驅(qū)動(dòng)連接器(未示出)相匹配。 盡管盒體96在圖中顯示為具有矩形形狀，但其它形狀的盒體和匹 配容納部，例如圓柱形的，也是可行的。容器106靠近盒體的一 個(gè)側(cè)壁安置在盒體96內(nèi)，該側(cè)壁接觸單元60中的冷卻裝置112， 例如珀耳帖冷卻器。通過經(jīng)盒體的側(cè)壁向冷卻裝置傳輸熱量，容 器中的流體因此而被冷卻?？蛇x地，盒體96包括電子識(shí)別芯片114， 其包含可被冷卻單元60中的無線讀取器116讀取的信息，以證實(shí) 組件90是正確類型的并且使用次數(shù)沒有超過一次。圖7是根據(jù)本發(fā)明另一實(shí)施例的用于在心臟手術(shù)過程使栓子 轉(zhuǎn)向的超聲波裝置120的示意圖。在本實(shí)施例中，換能器122置 于離開手術(shù)位置的遠(yuǎn)處。超聲波通過聲波導(dǎo)124從換能器傳輸?shù)?手術(shù)位置。這種方法免去了對(duì)超聲換能器殺菌(消毒)的要求， 同時(shí)還減少了與將換能器安置在胸腔中相關(guān)的機(jī)械和熱學(xué)問題和 限制。圖8是根據(jù)本發(fā)明實(shí)施例的波導(dǎo)124的示意性側(cè)視圖。波導(dǎo) 包括中空的殼體126，其由柔性、不扭結(jié)材料例如薄塑料或金屬制 成。殼體被充填耦合材料128，例如液體、凝膠或聚合物，該材料 具有低聲學(xué)衰減率以及與患者24的目標(biāo)組織類似地聲學(xué)特性。例如，材料128可以包括脫氣水或聲學(xué)凝膠。材料128可以是靜態(tài) 的，或者，如果材料是液體，其可以利用適宜的泵和冷卻系統(tǒng)(未 示出)而流動(dòng)通過殼體126。殼體126應(yīng)當(dāng)明顯薄于換能器122產(chǎn)生的超聲波的聲學(xué)波長， 以避免從材料128向殼體傳輸聲學(xué)能量。如果材料128包括液體 或凝膠，則波導(dǎo)124的遠(yuǎn)端和近端也由相應(yīng)的薄膜130和132封 閉。換能器122通過薄膜132連接至波導(dǎo)，而薄膜130接觸患者 體內(nèi)的目標(biāo)組織并且變形而連接至目標(biāo)組織?？蛇x地，波導(dǎo)124包括光學(xué)器件，例如發(fā)散透鏡134，以產(chǎn)生 擴(kuò)散的輸出射束，如顯示于例如圖4。透鏡134的形狀和折射率被 選擇，以使超聲射束產(chǎn)生預(yù)期的擴(kuò)散角度。透鏡134的材料被選 擇為具有與材料128的聲阻抗相接近的聲阻抗，以使從透鏡向后 的反射最小化?；蛘撸梢酝ㄟ^將波導(dǎo)的輸出側(cè)形成為喇叭狀的 形狀(未示出)而在波導(dǎo)的輸出側(cè)產(chǎn)生擴(kuò)散射束。盡管這里描述的超聲波裝置被專門設(shè)計(jì)成用于使主動(dòng)脈中的 栓子轉(zhuǎn)向，但在作出必要修正的情況下，這些裝置的原理可以應(yīng) 用于使其它位置例如頸動(dòng)脈分叉的栓子轉(zhuǎn)向，應(yīng)用于其它介入性 和非介入性醫(yī)學(xué)超聲用途中。類似地，盡管前面現(xiàn)實(shí)和描述了一 些特定的裝置結(jié)構(gòu)，但在采用其它裝置結(jié)構(gòu)時(shí)，也可以使用這些 裝置中采用的治療治療原理，這對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員而言是可以 理解的。應(yīng)當(dāng)理解，前面描述的實(shí)施例僅僅是為了舉例，本發(fā)明并不 局限于前面特別現(xiàn)實(shí)和描述的例子。相反，本發(fā)明的范圍包括本 領(lǐng)域的技術(shù)人員在閱讀了本申請(qǐng)后所能夠做出的、未包含在現(xiàn)有 技術(shù)中的對(duì)前述各種特征之間進(jìn)行的組合和二次組合以及它們的 修改和改型。
權(quán)利要求
1. 一種用于控制栓子在患者主動(dòng)脈中的流動(dòng)的裝置，所述裝置包括超聲換能器，其被構(gòu)造成在頸部血管的主源頭附近將超聲射束發(fā)射到主動(dòng)脈中；以及驅(qū)動(dòng)電路，其被連接成驅(qū)動(dòng)超聲換能器以產(chǎn)生超聲射束，所述超聲射束的頻率和功率級(jí)別足以使至少是目標(biāo)比率的具有給定類型格尺寸的栓子轉(zhuǎn)向離開頸部血管。
2. 如權(quán)利要求l所述的裝置，其特征在于，驅(qū)動(dòng)電路被連接 成以下述方式驅(qū)動(dòng)超聲換能器，即能夠使得具有給定尺寸和類型 的栓子向頸部血管中的流動(dòng)減少至少80%。
3. 如權(quán)利要求l所述的裝置，其特征在于，超聲換能器被構(gòu) 造成以下述方式發(fā)射超聲射束，即能夠使至少是目標(biāo)比率的栓子 轉(zhuǎn)向進(jìn)入降主動(dòng)脈。
4. 如權(quán)利要求l所述的裝置，還包括保持器，其被連接成保 持超聲換能器靠近主動(dòng)脈。
5. 如權(quán)利要求4所述的裝置，其特征在于，保持器適于被固 定在牽開器上，所述牽開器用于在心臟打開手術(shù)中撐展患者胸骨。
6. 如權(quán)利要求4所述的裝置，其特征在于，保持器被構(gòu)造成 將超聲換能器保持在主動(dòng)脈前側(cè)，以使超聲換能器沿向后方向發(fā) 射超聲射束使之穿過主動(dòng)脈。
7. 如權(quán)利要求l所述的裝置，其特征在于，超聲射束是非聚 焦型的。
8. 如權(quán)利要求7所述的裝置，其特征在于，超聲射束在主動(dòng) 脈處的強(qiáng)度為至少0.3 W/ cm2。
9. 如權(quán)利要求7所述的裝置，其特征在于，超聲射束從換能 器擴(kuò)散穿過主動(dòng)脈。
10. 如前面權(quán)利要求中任一所述的裝置，還包括夾置于換能器 和主動(dòng)脈之間的柔性耦合器。
11. 如權(quán)利要求IO所述的裝置，其特征在于，柔性耦合器包 括凝膠和聚合物中的至少一種。
12. 如權(quán)利要求IO所述的裝置，其特征在于，柔性耦合器包 括薄膜，其容納著用于將超聲射束從換能器耦合至主動(dòng)脈的流體。
13. 如權(quán)利要求12所述的裝置，還包括外殼，其容納著換能 器和所述流體，其中所述薄膜構(gòu)成所述外殼的至少一部分，外殼 包括流體端口，用于在換能器靠近主動(dòng)脈固定的情況下將流體注 入外殼中。
14. 如權(quán)利要求13所述的裝置，還包括流體循環(huán)組件，其連 接著流體端口，以通過使流體流經(jīng)外殼而冷卻換能器。
15. 如權(quán)利要求14所述的裝置，其特征在于，流體循環(huán)組件包括封閉回路。
16. 如權(quán)利要求l一9中任一所述的裝置，還包括聲波導(dǎo)，其 適于從超聲換能器向主動(dòng)脈傳送超聲射束。
17. 如權(quán)利要求16所述的裝置，其特征在于，聲波導(dǎo)的遠(yuǎn)端 被構(gòu)造成適于接近主動(dòng)脈，并且聲波導(dǎo)在所述遠(yuǎn)端附近包括擴(kuò)散 光學(xué)器件。
18. 如權(quán)利要求l一9中任一所述的裝置，其特征在于，驅(qū)動(dòng) 電路適于響應(yīng)于栓子向主動(dòng)脈中的流動(dòng)的變化而間歇式地啟動(dòng)超 聲換能器。
19. 如權(quán)利要求18所述的裝置，其特征在于，驅(qū)動(dòng)電路被連 接成接收指示患者心跳的信號(hào)，并且與心跳同步地啟動(dòng)超聲換能 器。
20. 如權(quán)利要求l一9中任一所述的裝置，其特征在于，響應(yīng) 于與第二時(shí)段相關(guān)的栓子向主動(dòng)脈中的流動(dòng)的變化，驅(qū)動(dòng)電路適 于在第一時(shí)段中以低功率級(jí)別啟動(dòng)超聲換能器、在第二時(shí)段中以 高功率級(jí)別啟動(dòng)超聲換能器。
21. 如權(quán)利要求l一9中任一所述的裝置，其特征在于，驅(qū)動(dòng) 電路通過操作而以脈沖激勵(lì)的方式啟動(dòng)超聲換能器。
22. —種用于控制栓子在患者主動(dòng)脈中的流動(dòng)的裝置，所述裝 置包括超聲換能器，其被構(gòu)造成發(fā)射超聲射束；以及保持器，其近端適于被固定在牽開器上，所述牽開器用于在 心臟打開手術(shù)中撐展患者胸骨，所述保持器的遠(yuǎn)端被連接成保持 超聲換能器靠近主動(dòng)脈，以使得換能器在手術(shù)過程中向主動(dòng)脈中 發(fā)射超聲射束。
23. —種超聲組件，包括-超聲換能器，其被構(gòu)造成發(fā)射超聲射束；外殼，其容納著超聲換能器，并且包括用于將超聲射束耦合 至目標(biāo)組織中的耦合器；纜線，其具有遠(yuǎn)端和近端，所述遠(yuǎn)端連接至外殼并且包括電 纜和流體管路；以及盒體，其連接至纜線的近端，所述盒體包括電連接器，其連接著電纜，并且適于連接到用于驅(qū)動(dòng)換能 器的電源；和流體容器，其連接著流體管路，并且容納著用于經(jīng)所述管 路循環(huán)通過外殼以冷卻換能器的流體。
24. 如權(quán)利要求23所述的組件，還包括控制臺(tái)，其具有容納 部，該容納部的尺寸被設(shè)置成適于接收盒體，控制臺(tái)容納著電源， 用于與所述電連接器和用來驅(qū)動(dòng)流體循環(huán)的機(jī)械驅(qū)動(dòng)裝置接合。
25. 如權(quán)利要求24所述的組件，其特征在于，控制臺(tái)適于驅(qū) 動(dòng)流體循環(huán)而不接觸流體，流體通過所述管路在封閉回路中流動(dòng)。
26. 如權(quán)利要求24所述的組件，其特征在于，控制臺(tái)包括冷 卻裝置，其被安置成在盒體插入容納部中時(shí)與流體容器熱耦合。
27. 如權(quán)利要求24所述的組件，其特征在于，盒體包括電子 器件，其包含關(guān)于組件的數(shù)據(jù)，所述控制臺(tái)包括無線讀取器，其 被連接成在盒體插入容納部中時(shí)從電子器件讀取數(shù)據(jù)。
28. 如權(quán)利要求23 — 27中任一所述的組件，其特征在于，流 體容器和管路被充入流體，然后被氣密性密封，并且在組件使用之前被消毒。
29. —種控制栓子在患者主動(dòng)脈中的流動(dòng)的方法，所述方法包 括在頸部血管的主源頭附近將超聲射束發(fā)射到主動(dòng)脈中，其中超 聲頻率和功率級(jí)別使得至少是目標(biāo)比率的具有給定類型格尺寸的 栓子轉(zhuǎn)向離開頸部血管。
30. 如權(quán)利要求29所述的方法，其特征在于，超聲頻率和功 率級(jí)別足以使具有給定尺寸和類型的栓子向頸部血管中的流動(dòng)減 少至少80%。
31. 如權(quán)利要求29所述的方法，其特征在于，發(fā)射超聲射束 的步驟包括使至少是目標(biāo)比率的栓子轉(zhuǎn)向進(jìn)入降主動(dòng)脈中。
32. 如權(quán)利要求29所述的方法，其特征在于，發(fā)射超聲射束 的步驟包括將超聲換能器安置在主動(dòng)脈前側(cè)，并且從超聲換能器 沿向后的方向發(fā)射超聲射束使之穿過主動(dòng)脈。
33. 如權(quán)利要求29—32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括發(fā)射非聚焦射束。
34. 如權(quán)利要求33所述的方法，其特征在于，超聲射束在主 動(dòng)脈處的強(qiáng)度為至少0.3 W/cm2。
35. 如權(quán)利要求33所述的方法，其特征在于，發(fā)射非聚焦射 束包括發(fā)射擴(kuò)散射束。
36. 如權(quán)利要求29 — 32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括安置超聲換能器以使之適于發(fā)射超聲射 束，并且將柔性耦合器夾置于換能器和主動(dòng)脈之間，，以將射束耦 合到主動(dòng)脈中。
37. 如權(quán)利要求36所述的方法，其特征在于，柔性耦合器包 括凝膠和聚合物中的至少一種。
38. 如權(quán)利要求36所述的方法，其特征在于，柔性耦合器包 括薄膜，其容納著用于將超聲射束從換能器耦合至主動(dòng)脈的流體。
39. 如權(quán)利要求38所述的方法，還包括使流體循環(huán)通過換能 器的外殼以冷卻換能器。
40. 如權(quán)利要求29 —32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括通過超聲波導(dǎo)將超聲射束從超聲換能器傳 送到主動(dòng)脈。
41. 如權(quán)利要求29—32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括響應(yīng)于栓子向主動(dòng)脈中的流動(dòng)的變化而間 歇式啟動(dòng)超聲射束。
42. 如權(quán)利要求41所述的方法，其特征在于，啟動(dòng)超聲射束 的步驟包括接收指示患者心跳的信號(hào)，并且與心跳同步地啟動(dòng)超 聲換能器。
43. 如權(quán)利要求29—32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括響應(yīng)于與第二時(shí)段相關(guān)的栓子向主動(dòng)脈中 的流動(dòng)的變化而在第一時(shí)段中以低功率級(jí)別啟動(dòng)超聲換能器、在 第二時(shí)段中以高功率級(jí)別啟動(dòng)超聲換能器。
44. 如權(quán)利要求29 — 32中任一所述的方法，其特征在于，發(fā) 射超聲射束的步驟包括以脈沖激勵(lì)的方式啟動(dòng)超聲射束。
全文摘要
提供了一種控制栓子(48)在患者主動(dòng)脈(36)中流動(dòng)的裝置(30)。所述裝置包括超聲換能器(44)，其被構(gòu)造成在頸部血管(38)的主源頭附近將超聲射束發(fā)射到主動(dòng)脈中(52)。驅(qū)動(dòng)電路(58)驅(qū)動(dòng)超聲換能器以產(chǎn)生超聲射束，所述超聲射束的頻率和功率級(jí)別足以使至少是目標(biāo)比率的具有給定類型格尺寸的栓子轉(zhuǎn)向離開頸部血管。
文檔編號(hào)A61B8/14GK101267772SQ200580007676
公開日2008年9月17日 申請(qǐng)日期2005年2月9日 優(yōu)先權(quán)日2004年2月12日
發(fā)明者內(nèi)森·塞拉, 西姆哈·米洛, 邁克爾·卡多什 申請(qǐng)人:紐羅索尼克斯有限公司