CN105848573B - 利用光学传感来确定血流量的导管***和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及基于光反射测量而确定血流量的导管***和方法。该导管可包括在导管近端与导管远端之间延伸的管腔。该导管可包括在导管远端区的流体输注开口，该开口构造成允许指示流体从管腔中离开导管。导管***可包括光学纤维，该光学纤维具有用于对被身体血管腔中的血液颗粒所反射的光进行检测的一个或多个传感器。可基于感测到的身体血管腔中的血液颗粒的反射光而确定血流量。

Description

利用光学传感来确定血流量的导管***和方法
相关申请的交叉引用
依照美国法典第35章第119条，本申请要求于2013年10月25日提交的美国临时申请序列号61/895,815的优先权，该专利申请的全部内容以参考的方式并入本文中。
技术领域
本公开涉及用于确定血管(例如冠状动脉)中的血流量的导管***和方法。更具体地，本公开涉及基于光学测量来确定血流量的***和方法。
背景技术
血流量测量是在血管(例如冠状动脉)中进行。在一个血流量测量技术中，可计算经过狭窄处的血流储备分数(FFR)。FFR被定义为在狭窄的大血管中可达到的最大血流量与在相同血管中的正常最大流量的比率。这种测量代表了尽管存在狭窄但可以维持的最大流量的分数。在另一个血流量测量技术中，可计算经过身体血管的绝对血流量(例如，利用热稀释***或方法)。计算出的绝对血流量可用于微血管病变的诊断和了解。
发明内容
本公开提供医疗装置的设计、材料、制造方法、和使用的替代发明。一个示例性的装置可包括用于确定体腔中的流体流量的***。该***包括：
导管，包括：
第一管腔；
第二管腔；
与第一管腔连通且位于导管的远端区的一个或多个流体输注开口，该一个或多个流体输注开口构造成允许流体从第一管腔中离开导管；
与第二管腔连通且位于导管的远端区的一个或多个开口；
具有在其远端的反射面的光学纤维，其中该光学纤维可行进通过导管的第二管腔并且可定位于与第二管腔连通的一个或多个开口的远侧；并且
其中反射面对于一个或多个波长的光是大体上透明的。
可替代地或除任何上述实施例外，光学纤维构造成接收被在体腔中流动的颗粒反射的光。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括与光学纤维连接的光分束器，其中该光分束器将被反射面所反射的光与被在体腔流动的颗粒所反射的光加以分离。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括用于对在光学纤维中被接收的反射光进行测量的接收传感器。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括在光学纤维的远端的法布里-珀罗腔，其中反射面是法布里-珀罗腔的光阑。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括附着到光学纤维远端且延伸超过光学纤维远端的金属管、和覆盖该金属管的远端开口的光阑。
可替代地或除任何上述实施例外，在光学纤维远端与光阑之间的空间形成法布里-珀罗腔。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括位于导管远端的一个或多个光反射面。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括位于限定第二管腔的导管的表面上的一个或多个光反射面。
可替代地或除任何上述实施例外，所述***还包括位于导管上的一个或多个光反射面；并且其中一个或多个光反射面构造成反射具有在620纳米(nm)和740nm之间的波长的光。
可替代地或除任何上述实施例外，光反射面是位于导管上用于将光朝向光学纤维反射的位置。
测量血管腔中的绝对血流量的示例性方法包括：
使光学纤维延伸经过血管腔；
将光经过光学纤维施加给通过光学纤维远端的血管腔中的红细胞；
在光学纤维中接收来自被红细胞所反射光的光信号；和
基于该光信号，确定每单位时间通过光学纤维的血细胞的数量。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括使导管行进至在血管腔内部的期望位置，该导管包括近端、远端、和从近端延伸经过远端的管腔；和，将光学纤维的远侧顶端定位于在导管中的一个或多个流体输注开口的远侧的位置。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括将流体以已知流量分散进入血管腔中。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括当将流体以第一已知流量分散进入血管腔中时获得每单位时间通过光学纤维的红细胞数的第一测量值；和，当将流体以第二已知流量分散进入血管腔中时获得每单位时间通过光学纤维的红细胞数的第二测量值。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括基于每单位时间通过光学纤维的红细胞数的第一测量值和每单位时间通过光学纤维的红细胞数的第二测量值，而确定当无流体被分散进入血管腔中时每单位时间通过光学纤维的红细胞数的测量值。
可替代地或除任何上述实施例外，当无流体被分散进入血管腔中时确定每单位时间通过光学纤维的红细胞数的测量值包括基于红细胞数的第一测量值、第一已知流量、红细胞数的第二测量值、和第二已知流量，从数据点中进行线性外推。
可替代地或除任何上述实施例外，当无流体被分散进入血管腔中时每单位时间通过光学纤维的红细胞数的所确定测量值是血管腔中的绝对血流量。
可替代地或除任何上述实施例外，被分散的流体是生理盐水。
可替代地或除任何上述实施例外，被分散的流体中没有血液颗粒。
确定血管腔中的绝对流量限制的另一个示例性方法包括：
使光学纤维延伸经过血管腔到达目标位置；
将光经过光学纤维施加给在光学纤维远端的光阑，其中该光阑反射依赖于血管腔中压力的第一光信号，并且允许可被血管腔中的红细胞所反射的光从该光阑中通过；
在光学纤维中接收第一光信号、和基于被红细胞所反射光而产生的第二光信号；和
基于所接收的第一光信号和所接收的第二光信号，而确定血管腔中的绝对流量限制。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括基于第二光信号而测量每单位时间通过光学纤维的红细胞数。
可替代地或除任何上述实施例外，光学纤维包括在其远端的法布里-珀罗腔，并且光阑形成法布里-珀罗腔的远端。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括基于第二光信号而确定血管腔中的绝对血流量。
另一个示例性方法包括：
使细长管状构件延伸经过管状腔；
使光学纤维延伸经过管状腔；
将光经过光学纤维施加给通过光学纤维远端的在管状腔中的颗粒；
在光学纤维中接收基于被颗粒所反射光的光信号；和
将流体以已知流量从细长管状构件分散进入管状腔中。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括使细长管状构件行进至在管状腔内部的期望位置，该细长管状构件包括近端、远端、和从近端延伸经过远端的管腔；和，将光学纤维的远侧顶端定位于在细长管状构件中的一个或多个流体输注开口的远侧的位置。
可替代地或除任何上述实施例外，所述方法还包括当把流体以第一已知流量分散进入管状腔中时获得每单位时间通过光学纤维的颗粒数量的第一测量值；和，当把流体以第二已知流量分散进入管状腔中时获得每单位时间通过光学纤维的颗粒数量的第二测量值。
另一个示例性的***包括：
导管，包括：
第一管腔；
第二管腔；
与第一管腔连通且位于导管远端区的一个或多个流体输注开口，该一个或多个流体输注开口构造成允许流体从第一管腔中离开导管；
与第二管腔连接且位于导管的远端区的一个或多个开口；
具有一个或多个光发射器和在其远端的一个或多个光检测器的细长构件，其中该细长构件可行进通过导管的第二管腔并且可位于与第二管腔连通的一个或多个开口的远侧；并且
其中一个或多个光发射器构造成将光发射到体腔中的颗粒上，并且一个或多个光检测器构造成检测被体腔中的颗粒所反射的光。
上面对一些实施例的概述并非意图描述各公开的实施方式或者本公开各方面的每个实施例。接下来的附图和详细描述更具体地举例说明了这些实施例。
附图说明
考虑下面对各种实施例的详细描述并结合附图，可以更完全地理解本公开的各方面，在附图中：
图1是包括输注导管和用于确定经过身体血管的血流量的相关光学纤维的说明性导管***的示意性局部剖视图；
图2是沿图1的线2-2所截取的示意性剖视图；
图3是说明性输注导管的一部分的示意性侧视图；
图4是沿虚线圆4所截取的图1的说明性导管***的示意性剖视图；
图5是包括输注导管和用于确定经过身体血管的血流量的相关光学纤维的说明性导管***的远端的示意性剖视图；
图6是包括输注导管和用于确定经过身体血管的血流量的相关光学纤维的说明性导管***的远端的示意性剖视图；
图7是包括输注导管和用于确定经过身体血管的血流量的相关光学纤维的说明性导管***的远端的示意性剖视图；
图8是包括输注导管和用于确定经过身体血管的血流量的相关光学传感器的说明性导管***的远端的示意性剖视图；
图9是部分地位于身体血管的血管腔内部时图1中所示说明性导管***的示意图，其中以剖视图示意性地示出了光学传感器；
图10是部分地位于身体血管的血管腔内部时图1中所示说明性导管***的示意性剖视图；
图11是图9中所示说明性导管***的示意图，其中输注流体是从说明性导管***中被分散；
图12是描述确定经过身体血管的血流量的说明性方法的示意性流程图；
图13是具有被***其中的说明性导管的说明性身体血管的示意图；
图14是描绘确定在身体血管内部的血流量限制的说明性方法的示意性流程图。
虽然本发明的各方面适合于各种修改和替代形式，在附图中通过举例揭示了本发明的细节并且将详细地描述。然而，应当理解的是，并非意图将本公开的各方面局限于所描述的具体实施例。相反，意图是涵盖落在本发明的精神和范围内的所有修改、等同物和替代物。
具体实施方式
就下面所定义的术语而言，应当采用这些定义，除非在权利要求中或者在本说明书中的其它地方给出不同的定义。
无论是否明确地指出，本文中的所有数值假设可被术语“大约”所修饰。术语“大约”通常指代本领域技术人员将会认为相当于所列举值(即，具有相同的功能或结果)的一系列数字。在许多情况下，术语“大约”可表示包括被四舍五入为最接近的有效数字的数字。
通过端点对数值范围的陈述包括在该范围内的所有数字(例如，1至5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4、和5)。
本文中针对一个特征所使用的任何相对的术语，例如第一、第二、第三、右、左、底部、顶部等，除了是被修饰特征相对于另一个特征的相对关系的指示外，并非意图是限制性的。
尽管公开了与各种部件、特征和/或规格有关的一些合适的尺寸、范围和/或值，但基于本公开本领域技术人员将会理解的是，期望的尺寸、范围和/或值可偏离明确公开的尺寸、范围和/或值。
在本说明书和所附权利要求中所使用的单数形式“一”、“一个”、和“该”包括复数所指对象，除非上下文中另有明确说明。在本说明书和所附权利要求中所使用的术语“或者”通常是以其包括“和/或”的含义而使用，除非上下文中另有明确说明。
以下的详细描述应参考附图进行阅读，其中在不同附图中给相似的元件标注相同的附图标记。详细描述和未必按比例绘制的附图描述了说明性实施例并且并非意图制本公开的范围。所描述的说明性实施例意图只是示例性的。任何说明性实施例的所选择特征可并入另一个实施例中，除非明确地指出相反的情况。
通常，给冠状动脉肌提供流动经过大血管床和相邻的微血管床的血液。在大血管床中，血流储备分数(FFR)可用于更好地了解大血管病变和经过身体血管中的狭窄处的流量。就微血管病变的诊断和了解而言，FFR并非是有用的。
可将绝对血流量测量而非FFR应用于对微血管病变的诊断和了解。基于计算的绝对血流量，可确定身体血管中的绝对阻力(假设绝对压力是已知的或者可以确定)。例如，当已计算出血流量并且已计算出在狭窄的近侧的压力(Pp)和远侧的压力(Pd)(例如，通过使用FFR导丝、法布里-珀罗传感器、光纤光栅传感器、或其它压力传感器)时，可以用以下方程式来计算身体血管80的狭窄或变窄处的阻力：
Rs＝(Pp-Pd)/Qb。
其中：Rs＝经过狭窄或变窄处的阻力
Pd＝在狭窄或变窄处远侧的测量压力
Pp＝在狭窄或变窄处近侧的测量压力
Qb＝实际血流量。
因此，测量的实际血流量以及其它计算的参数例如可用于对一些病理生理状态(例如心脏移植、干细胞治疗、跨壁心肌梗塞等)的诊断和了解。
在一个实例中，热稀释方法和/或***(例如，在用输注流体稀释血流之前和/或之后测量身体血管内部的温度)可用于确定身体血管中的绝对血流量。然而，热稀释方法是基于当测量在导管顶端远侧的温度时混合流体的温度不升高的假设。然而，这种假设只有当测量足够接近导管顶端的温度因此在用输注流体进行冷却之后温度不开始升高时才成立。当期望具有在输注流体与身体血管中血液之间的一定数量的混合时，可取的是在与导管远侧顶端间隔足够远的距离处进行测量以确保输注流体与身体血管中的血液之间的充分混合，这与在靠近导管远侧顶端的位置进行测量以确保血流温度不升高有矛盾。
如本文中所公开，能够通过用光学纤维(例如，单个光学纤维)测量压力和绝对流量两者的光学装置来确定在身体血管内部的压力和绝对血流量。在一些情况下，可在光学纤维的远端使用具有部分反射端面(例如，光阑或反射镜，在下文中被称为反射面、反射镜、光栅等)的法布里-珀罗腔或者光纤布拉格光栅(FBG)，从而便于检测身体血管内部的压力和绝对血流量。
可利用光学检测技术执行压力传感和/或温度传感。在一个说明性实例中，具有在其上的光学传感器(例如，法布里-珀罗传感器)的光纤可用于检测压力(例如，检测身体血管内部的压力)和/或温度(例如，检测身体血管内部的温度)。在结构上，法布里-珀罗光学传感器可在光学纤维的一端形成一个空腔，其中将管(例如，玻璃管、金属管等)附着到或连接到光学纤维的一端并且将一个膜(例如，光阑或反射镜)连接到管端部从而形成由光学纤维的端部、管和膜(例如，柔性膜)所限定的空腔腔。
在操作中，可使光通过光学纤维并且部分的光将在光学纤维的端部上反射并且部分的光将到达膜并在该膜上反射。被反射的光可反向通过光学纤维而到达检测器。当膜由于在光学传感器附近的压力变化和/或温度变化而向内或向外弯曲时，在空腔近端侧(例如，在光学纤维的远端)被反射的光与在空腔远端侧被反射的光(例如，在膜处)之间的干涉图样会由于空腔长度的变化而发生变化，其中该变化和/或干涉图样是所检测压力和/或温度的指示。
在一些情况下，类似的光学纤维或光学传感器***可用于对被传送进入一定体积的流动血液中的光束的反射图像进行检测、以及对在一个特定时域中在该测量空间中所通过的血细胞的散射进行测量。因此，可在一个时间段内对通过光学传感器的血细胞或颗粒的数量进行计数并且可确定绝对血流量。
在一些情况下，可利用单个法布里-珀罗腔对压力和温度进行检测。为便于检测压力和/或温度，管和/或膜可至少部分地用压力敏感材料和/或温度敏感材料制成；说明性的压力敏感材料可包括但不限于：聚偏氟乙烯(PVDF)、聚丙烯(PP)、聚乙烯(PE)、聚乙烯醇(PVA)、聚酰亚胺膜(例如，)、双轴向取向的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)(例如，迈拉聚酯薄膜)、硅酮、聚对二甲苯等、和/或其任意组合。说明性的温度敏感材料可包括但不限于：固体、液体、气体、聚酯类、PET、PVA、尼龙、聚氯乙烯(PVC)、铝、掺杂导体的膜(例如，银、碳-聚氨酯等)等、和/或其任意组合。此外，法布里-珀罗腔的膜可由是部分反射的并且允许一些波长的光透过(例如，部分透明)从而便于用光学传感器确定绝对血流量的材料所制成。
图1中图示说明了包括输注导管10和利用光学测量技术确定经过身体血管的血流量和/或身体血管中的其它测量值(例如，压力、温度等)的相关光学纤维30(例如，单个或多个细长构件或细长纤维)的说明性导管***2。输注导管10可包括从轴套组件20向远侧延伸的细长导管轴12。导管轴12可具有附接到轴套组件20的近端16、和与近端16相反的远端18。导管轴12可以是具有沿导管轴12至少一部分延伸的第一管腔34(例如，输注腔(图1)或者光纤或导丝腔)和第二管腔36(例如，光纤或导丝腔(图1)或者输注腔)的双腔导管轴。可替代地，导管轴12可具有单个管腔或者多于两个的管腔。在导管轴12的一个实例中，导管10可以是丝上(OTW)导管，其中第二管腔36可延伸经过从远端18到近端16的导管轴12的全长，如图1中所示。然而，在其它实施例中，导管10可以是单操作者交换(SOE)导管，其中第二管腔36只延伸经过导管轴12的远端部。
轴套组件20可包括与第一管腔34流体连通的第一近侧端口22、和与第二管腔36光连通的第二近侧端口23。可替代地或额外地，第一近侧端口22和/或第二近侧端口23与第一管腔34和/或第二管腔36可以是一种或多种其它类型的连通。输注流体的源(未图示)，例如输注泵、注射器等，可联接到第一近侧端口22以便将输注流体提供给第一管腔34。控制器和/或光源(未图示)可联接到第二近侧端口23以便将光提供给光学纤维30和/或第二管腔36以便用于利用光学传感器32进行测量。可替代地或附加地，控制器和/或光源可位于轴套组件20的内部、或者沿着导管10或光学纤维30(当在操作中时该光学纤维可位于身体血管80的内部)。在一些情况下，可以通过挤压、选择、或接触在轴套组件20上的光致动器70、在远程发光装置(未图示)上的光致动器、在与轴套组件20分离的控制器(未图示)上的光致动器、和/或与发光装置连接的任何其它装置，而产生光。说明性的光源可包括但不限于：发光二极管(LED)、压电发光、白带光源(例如，可直接地联接到光纤的白带光源)、激光等。
在一些情况下，导管轴12可包括外管状构件13和延伸经过外管状构件13的管腔的内管状构件14，其中内管状构件14可限定第二管腔36。由于图1的OTW导管结构，第一管腔34可在整个导管轴12中被限定在内管状构件14的外表面与外管状构件13的内表面之间。在其中导管10具有SOE结构的情况下，第一管腔34可由经过导管轴12的近端部的外管状构件13所限定，同时第一管腔34可被限定在经过导管轴12远端部的内管状构件14的外表面与外管状构件13的内表面之间。在其它情况下，导管轴12可限定第一管腔34和第二管腔36，使得大体上相互平行的第一管腔34与第二管腔36具有沿导管轴12而延伸的细长部。可替代地，导管轴12可限定充当输注流体腔和光学纤维腔或导丝腔的单个管腔(例如，第一管腔34)。
如上所述，内管状构件14的管腔可限定第二管腔36，该第二管腔36具有接近内管状构件14的远端的远侧端口28(例如，远侧光学纤维端口或导丝端口)、和接近内管状构件14的近端的近侧端口26(例如，近侧光学纤维端口或导丝端口)。远侧端口28可位于接近导管轴12的远端18的位置，近侧端口26可位于接近导管轴12的近端16(例如，具有OTW导管结构)或者位于远端18的短距离近侧和导管轴12(例如，具有SOE导管结构)的近端16的远侧。近侧端口26可具有任何所需结构，以提供至第二管腔36的入口。在一些情况下，具有SOE结构的导管的近侧端口26可按照如美国专利第6,409,863号中所描述的导丝端口形成工艺而形成，该专利的内容以参考的方式并入本文中。
外管状构件13或导管轴12的远端部38可具有至少一个是减小直径部或缩颈部的部分。在一些情况下，可将远端部38固定到内管状构件14从而对第一管腔34在靠近导管轴12的远端18处加以密封。例如，远端部38可包括锥形区，其中外管状构件13或导管轴12在外管状构件13的远端逐渐变细至减小的直径。在一些情况下，可将外管状构件13的远端部的内表面固定到在导管10的远端部38中的内管状构件14的远端部的外表面。通过例如激光焊接、热模唇、或其它热粘接方法、胶粘剂粘接法、或者若需要其它粘接方法，可将外管状构件13固定到内管状构件14或其它结构。
在一些情况下，导管轴12可包括远侧顶端(尖端)24，该远侧顶端24形成为一个独立部件并且被固定在导管轴12的远端18。例如，在一些情况下，例如通过激光焊接、热模唇、或其它热粘接方法、胶粘剂粘接法、或者若需要其它粘接方法，可将远侧顶端24固定到内管状构件14、外管状构件13、或者导管轴12的其它部分。如图1中所示，在一些实施例中，外管状构件13的远端部可跨越内管状构件14与远侧顶端24之间的连接点，使得外管状构件13的远端部连接到内管状构件14和远侧顶端24的每一个。在其它情况下，远侧顶端24可形成为内管状构件14、外管状构件13、或导管轴12的其它部分的整体部分。
导管轴12也可包括位于接近导管轴12的远端18的位置的一个或多个不透射线标志52。不透射线标志52可便于在医疗程序期间利用荧光透视技术或其它可视化技术查看导管轴12的远端18的位置。在一个说明性的情况下，导管轴12可包括不透射线标志52，该不透射线标志52在接近导管轴12的锥形远端部38的位置被固定到内管状构件14，如图1中所示。
导管轴12可包括位于导管10的远端区的一个或多个流体输注开口40(例如，孔、孔口等)。流体输注开口40可与第一管腔34流体连通并且可构造成允许输注流体F在接近导管轴12的远端18的位置从第一管腔34中离开导管10。例如，流体输注开口40可构造成从每个流体输注开口40中在一个或多个径向向外方向上排出输注流体F(例如，生理盐水)从而便于输注流体与流动经过血管腔的血液的混合。可替代地或另外，可将流体输注开口40布置在不同的方位上，例如以不同的方式，从而允许将输注流体F从导管轴12中大体上向远端排出。
导管轴12可包括多个流体输注开口40，这些开口40从外管状构件13的内表面经过外管状构件13的壁延伸至外管状构件13的外表面。如是沿图1中的线2-2所截取的示意性剖视图的图2中所示，在一个说明性实施例中，导管轴12可包四个流体输注开口40，这些开口40等距离地且周向地间隔在外管状构件13的周围(例如，其中各流体输注开口40被布置成与另一个流体输注开口40间隔大约90°)。在其它实施例中，导管轴12可包括一个、二个、三个或更多的流体输注开口40，这些开口以任意方式被布置在导管轴12的圆周上。
如图3中所示，在一些情况下，可将一个或多个流体输注开口40沿导管轴12设置在与一个或多个其它流体输注开口40纵向地间隔的位置。例如，在一些实施例中，第一和第二相反定位的流体输注开口40a(在图3中只看到其中的一个开口)可位于远离第三和第四相反定位的流体输注开口40b例如大约0.5毫米、大约1毫米、大约2毫米、或大约3毫米的纵向距离X处。在其它情况下，若需要，第一和第二相反定位的流体输注开口40a可与第三和第四相反定位的流体输注开口40b纵向地对齐。
一个或多个流体输注开口40可构造成产生离开导管轴12的输注流体F的射流，如上所述。例如，可将流体输注开口40的尺寸适当地设计成产生离开流体输注开口40的输注流体F的压力流。在一些情况下，流体输注开口40可具有例如大约25微米(0.025毫米)至大约300微米(0.300毫米)、大约25微米(0.025毫米)至大约100微米(0.100毫米)、大约100微米(0.100毫米)至大约200微米(0.200毫米)、或者大约200微米(0.200毫米)至大约300微米(0.300毫米)的直径。可基于输注流体的体积来选择流体输注开口40的尺寸，以确保产生离开导管轴12的输注流体的射流。
图4是在图1中的导管***2的远端18处的圆圈4的特征的放大示意图。在圆圈4的内部，光学传感器32可形成于延伸经过导管轴12的第二管腔36的光学纤维30的远端31或者其附近。光学纤维30可位于第二管腔36的内部，使得光学纤维30可行进穿过与第二管腔连接的开口并且延伸经过导管轴12的外表面(例如，远侧端口28)。
光学传感器32可以是能够反射光和/或接收反射光，并且能够用于确定经过身体血管的绝对流量同时在一些情况下也能够用于检测身体血管内部的压力的任何类型的光学传感器32。在一个实例中，光学传感器32可包括在光学纤维30的远端的反射面42(例如，反射镜、光阑、膜、和/或任何的至少部分反射的表面)，该远端可行进经过第二管腔36并且可位于远侧端口28的远侧。反射面42可由任何材料制成。在一个实例中，反射面42可由能够反射通过光纤30的远端的至少第一部分的波长的材料而制成，该材料允许通过光学纤维30的远端31的第二部分波长的光从其通过。
反射面42或反射镜可反射任何组的波长并且允许任何组的波长通过。反射面42或反射镜可允许从其中通过的这些波长的光可以是至少被血液颗粒所反射光的波长(例如，与颜色红色相关的波长，例如在大约620nm和740nm之间的波长，其中可见的红光可具有大约650nm的波长)。在一些情况下，反射面42或反射镜可反射的光的波长可包括除在大约620nm和740nm之间的波长外的部分或全部可见光波长。尽管本公开的实例主要设计针对可见光的用途，但反射面42可反射和/或让其通过的那些波长是与γ射线波、X射线波、紫外线波、可见光波、红外线波、微波、频率调制波、振幅调制波、和/或长无线电波相关的波长。
在一些情况下，反射面42(例如，部分反射膜或光阑)可与光学纤维30的远端31分离。在一个说明性实例中，管44可连接到光学纤维30的远端区，使得管44可从光学纤维30的远端31朝远侧延伸。反射面42可附着到管44的远端并且与光学纤维30的远端31间隔。光学纤维30的远端31、管44、和反射面42可形成或限定腔46(例如，法布里-珀罗腔)。
管44可以任何方式附着到光学纤维30。例如，可用连接材料48(例如，生物相容性胶粘剂、焊料、或者其它连接材料)将管44附着到光学纤维30。管44可由任何生物相容性材料制成。例如，管44可由玻璃材料(例如，包括二氧化硅)、金属材料(例如，包括不锈钢的材料)、或任何其它材料、或者各材料的组合而制成。
在一些情况下，图4中所示的光学传感器32可构造成检测压力以及检测在身体血管内部的血流量。反射面42可由压力敏感材料制成，这可导致反射面42随着压力的波动而向内或向外偏转。随着反射面42的偏转，光学纤维30的第一部30a的远端31与反射面42之间的距离会发生变化并且导致被光学纤维30的远端31所反射光和被反射面42所反射光的干涉图样的变化(例如，经过光学纤维30被反射光信号的变化)，其中这些变化可以是被检测压力的指示。说明性的压力敏感材料可包括但不限于：聚偏氟乙烯(PVDF)、聚丙烯(PP)、聚乙烯(PE)、聚乙烯醇(PVA)、聚酰亚胺膜(例如，)、双轴向取向的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)(例如，迈拉聚酯薄膜)、硅酮、聚对二甲苯、金、银、铜、石墨烯等、和/或其任意组合。
图5是具有导管10和带光学传感器32(附接到该光学纤维)的光学纤维30的导管***2的示意性局部剖视图，其中导管10可包括第一管腔34和第二管腔36，并且光学纤维30延伸经过第二管腔36从远侧端口28中延伸出(例如，从在导管轴12的远端18在第二管腔36与导管轴12的外表面之间延伸的开口中延伸出)。
图5的光学传感器32可包括管44，该管44附着到形成和/或限定腔46(例如，法布里-珀罗腔或其它腔)的光学纤维30的第一部30a和光学纤维30的第二部30b。反射面42可位于空腔内部在光学纤维30的第二部30b的近端处。如上所述，反射面42可反射通过光学纤维30的第一部30a的远端31的第一部分波长的光，同时允许第二部分波长的光通过以便在身体血管内部的血液颗粒上被反射。
在一些情况下，图5中所示的光学传感器32可构造成检测温度以及检测在身体血管内部的血流量。反射面42可由温度敏感材料制成，这可导致反射面42随着温度波动而向内或向外偏转。随着反射面42的偏转，光学纤维30的第一部30a的远端31与反射面42之间的距离会发生变化，并且导致被光学纤维30的远端31所反射光和被反射面42所反射光的干涉图样中的变化(例如，经过光学纤维30被反射的光信号的变化)，其中这种变化可以是被检测温度的指示。
具有相对较高热膨胀系数的任何材料可被认为是温度敏感材料。说明性的温度敏感材料可包括但不限于：固体、液体、气体、聚酯类、PET、PVA、尼龙、聚氯乙烯(PVC)、铝、导体掺杂膜(例如，银、碳-聚氨酯等)等、和/或其任意组合。就透明材料而言，玻璃(SiO2)具有合理地高的热膨胀系数。在一些情况下，用于反射面42的特定温度敏感设计可包括具有夹持一层液体(例如，乙醇或者具有非常高的热膨胀系数并且对相对较小的温度变化较为敏感的其它液体或气体)的两层(例如，一个玻璃层和一个聚合物层)。在一些替代或其它情况下，可将热致变色材料或染料涂覆于反射面42上(例如，可在反射面42上形成液晶)，使得反射面42或者热致变色材料或染料的颜色将随着小的温度变化而变化。可用光谱反射测量光学纤维30和/或光学传感器32对反射面42或者热致变色材料或染料的颜色变化进行检测。
导管***2可包括导管10及能够对压力、温度和经过身体血管的流量进行检测的光学纤维30。如图6中所示，如本文中所描述的多个光学传感器32可沿光学纤维30堆叠在彼此的顶部上，使得第一光学传感器32a能够检测温度并且第二光学传感器32b能够检测压力，同时各光学传感器32a和32b可允许能被血液颗粒反射的光波长通过其反射面42。在一个实例中，第一光学传感器32a可包括被封闭在腔46内部的温度敏感材料形成的反射面42a，该腔46是由光学纤维30的第一部30a、光学纤维30的第二部30b和管44所限定。在该实例中，构造成检测压力的第二光学传感器32b可沿光学纤维30而位于构造成检测温度的第一光学传感器32a的远侧。构造成检测压力的第二光学传感器32b可包括反射面42b，附接到光学纤维30的第二部30b的远端部的管44将该反射面42b支撑在远离光学纤维30的远端31的一定距离处。构造成检测温度的第一光学传感器32a和构造成检测压力的第二光学传感器32b两者可允许能够在血液颗粒上反射的光的波长从其通过。如图6中所示的这种组合的传感器可以类似于图4和图5中所公开光学传感器32的方式进行操作。
在一些情况下，导管10可构造成便于引导光经过光学纤维30或其它光传送和/或发射装置朝向身体血管中的血液或血液颗粒，并且/或者便于将被血液或血液颗粒所反射的光反向引导至光学纤维30或者其它光传送和/或检测装置。如图7中所示，导管10可包括在位于限定第二管腔36(例如，导丝腔、光学纤维腔、或其它腔)的导管10的远端18的表面上的一个或多个反射面58(例如，光反射面)。例如，一个或多个反射面58可位于远侧顶端24的表面上、内管状构件14的远端上、和/或导管10与光学纤维30的光发射部和身体血管中的血液或血液颗粒相邻的一个或多个其它部分上。
说明性地，反射面58可位于导管10的远端18，使得被血液或血液颗粒所反射的光在反射面58上反射并且被往回引导进入并且/或者经过光学纤维30以便由检测器54进行检测。反射面58，通过相比在无反射面58的情况下所反射光更多的被血液或血液颗粒所反射的光反射进入光学纤维30，可便于将更强的反射光信号或光束经过光学纤维30提供给检测器54、或者提供给和/或经过另一个检测机构。因为生物材料可以不是良好的光反射体，所以更强的反射光信号可导致更好的每单位时间血液颗粒的检测。
反射面58可构造成反射具有在大约620nm和740nm之间的波长的光，并且/或者构造成反射具有任何其它波长的光。反射面58可由能够至少反射具有在大约620nm和740nm之间波长的长的任何类型材料所构成。可以任何方式(包括但不限于：抛光、胶粘剂连接、焊接连接、和/或其它成形和/或附接工艺)将反射面58形成于导管10上和/或附接到导管10。
在一些情况下，可将远侧光源60和/或远侧光检测器62使用于导管***2中。如图8中所示，构造成延伸经过导管10(例如，引导导管、导丝等)的导丝64或其它细长构件可包括位于导丝64的远端66上和/或位于导丝64的远端66处的一个或多个光源60(例如，光发射器)和一个或多个光检测器62。光源60和光检测器62可与在轴套组件20处的控制器或者与轴套组件20连接的控制器电性连接，并且/或者可操作性地由该控制器所控制。光源60和光检测器62可以是本文中所描述的类型，并且/或者可以是任何其它类型的光源和/或光检测器。
可使用任意数量的光源60和/或任意数量的光检测器62。这些光源60和/或光检测器62可以任意方式进行布置，其中该布置可用于将光从光源60引导至身体血管中的血液或血液颗粒上，并且光检测器62可构造成检测或捕获被身体血管中的血液或血液颗粒所反射的光。
在使用位于远端的光源60和光检测器62的一个实例中，导丝64或其它细长构件的远端66可包括三个光检测器62和位于光检测器62之间的两个光源60，其中光检测器62和光源60可纵向地相互位移，如图8中所示。尽管在图8中光源60和光检测器62可采用矩形形状，但根据需要，光源60和光检测器62也可采用一个或多个其它形状，包括但不限于圆形、围绕导丝64的环形等。
图9-图11中示出了位于身体血管80的管腔82内部的说明性导管***2。可经过开始于光学纤维30近端的光学纤维30而传送光束L。在一个实例中，在轴套组件20处的光致动器70(如图1中所示)、连接到导管***2的光致动器、或任何其它光致动器可用于驱动光束进入和经过光学纤维30。
如图9和图10中所示，导管10可位于身体血管80的管腔82的内部(例如，在目标位置)，光学传感器32可延伸经过远侧端口28到达在管腔82内部在远侧端口28远侧的的位置。可将光束L传送经过光学纤维30而到达并且/或者经过其远端。光束L的第一部分L’可在光学纤维30的远端31上反射并且形成第一反射光信号LR，其可被传送经过光学纤维30而到达轴套组件20或连接到轴套组件20的控制器，其中轴套组件20可包括检测器54和/或光分束器56，该检测器和或光分束器是用于将行进经过光学纤维的反射光束分开或分离、对来自各自反射面的反射光束进行检测、和基于反射光信号而计算出一个或多个测量值。通过光学纤维30的远端31的光束L的第二部分L”可在反射面42上反射并且形成第二反射光信号LR’，其可被传送经过光学纤维30而到达轴套组件20和/或连接到轴套组件20的控制器以便与行进经过光学纤维30的其它光信号的分离(例如，由分束器56分离)和/或由检测器54进行的检测。通过光学纤维30的远端31和反射面42的光束L的第三部分L”’可在通过光学传感器32的血流中的血液颗粒B上被反射并且形成第三反射光信号LR”，其可被传送经过光学纤维30而到达轴套组件20或连接到轴套组件20的控制器以便利用光分束器56与其它光信号进行分离并且/或者由检测器54进行检测。
在一些情况下，可将输注流体F排出或分散进入血管80的血管腔82中从而便于在通过血管腔82的流体的不同温度、压力和/或流量下进行测量。如图11中所示，可将输注流体F(例如，生理盐水或者基本上没有颗粒的其它材料)从在导管10的远端部38的流体输注开口40中分散出(例如，从第一管腔34中)，使得输注流体F可与血管腔82中的血液B混合。由于输注流体F与血液B之间的混合和所形成的稀释流，血管腔82中的温度、压力和/或流体的流量可随时间推移而变化。通过上面参照至少图9和图10所描述并且在下面进一步描述的光学检测，可计算或确定血管腔82中的流体的温度、压力和/或流量、及其随时间推移的变化。
对于操作，公开了在操作中测量血管腔中的绝对血流量的方法100，如图12的说明性流程图中所示。例如，在方法100中，导管10可行进102至在血管腔82内部的期望位置。导管10可以是任何类型的导管，例如导管10可以是类似于本文中所描述导管的导管，该导管包括近端16、远端18、和从近端16延伸经过远端18的管腔(例如，第一管腔34和/或第二管腔36)。光学纤维30可延伸104经过该管腔(例如，第二管腔36，如附图中所示)。在一些情况下，光学纤维30的远侧顶端或远端31或者光学传感器32的远端可位于在导管10中的一个或多个流体输注开口40的远侧的位置。
可将光L经过光学纤维30施加106给血管腔82中的血液B(例如，红细胞或红血胞颗粒)，其中光L(例如，光L的L”部分或其它部分)通过导管10的远端18。随着将光经过光学纤维30施加给血液B，可在光学纤维30中接收108来自或被血管腔82中的血液B所反射的光(例如，反射的光LR”，如图9-图11中所示)的光信号。来自血管腔82中的血液B的反射光LR”的光信号可用于确定108每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的血细胞或颗粒的数量。说明性地，基于每单位时间通过光学纤维的血细胞或颗粒的确定数量，可计算在血管腔内部的流体的绝对流量。
在一个说明性实例中，可通过数字测量而确定每单位时间通过光学纤维30的血细胞或颗粒的数量。由于数字测量，在测量的时域中，可以看到通过血管腔82中的光学纤维30的血细胞的散射。如果根据该时域的数字图像中的光照水平而确立反映从血细胞或颗粒中所反射光的光照水平的阈值，则能够获得被血管腔82中的血细胞或颗粒所反射光的数字化“黑白”信号。该数字黑白信号可允许对每单位时间通过光学纤维30和/或光学传感器32的红细胞或颗粒的数量进行计数。尽管个体间的红细胞或颗粒的数量会有所不同，但计数对于在血管腔82内部的绝对流量仍然会是有意义的，因为红细胞或颗粒的数量通常在测量期所需的相对较短的时间段中(例如，小于1小时、大约1小时等)可保持恒定或相对恒定。
如上所述，可将流体F经过流体输注开口40注射或分散进入血管腔82中。在一些情况下，可将流体F以一个或多个已知的或确立的流量注射或分散进入血管腔82中。在一个实例中，可在第一时间以第一已知流量并且在第二时间以第二已知流量将流体F注射或分散进入血管腔82中，其中第一已知流量与第二已知流量可以是相似的或不同的，并且第一时间与第二时间是不同的时间。当将流体F以第一已知流量分散进入血管腔82中时，可获得每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第一测量值。当将流体F以第二已知流量分散进入血管腔82时，可获得每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第二测量值。可对每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第一测量值和每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第二测量值进行确认，并且/或者将它们存储于在轴套组件20中的检测器54中和/或在与轴套组件20连接的控制器(未图示)中。
基于每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第一测量值和/或每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的第二测量值，能够确定当无输注流体F从导管10中被分散进入血管腔82(例如，被分散进入血管腔中的流体的已知流量等于零)时每单位时间通过光学纤维的红细胞或颗粒数量的测量值。当输注流体F的流量为零时的这种每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒的确定数量可以认为是在血管腔82中的绝对血流量。在一个实例中，当无流体从导管10被分散进入血管腔82时每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的确定可包括基于红细胞数的第一测量值、第一已知流量、红细胞的数量的第二测量值、和/或第二已知流量，从数据点中进行线性外推。
因为输注流体F没有红细胞或颗粒并且在输注点94的压力Pi(如图13的示意图中所示)增加从而导致来自主动脉90的血液B的流量减小，所以当把输注流体F分散进入血管腔82时，在血管腔82内部的光学纤维或光学传感器(在图13中未示出)附近的每单位体积的红细胞数量会减小和存在潜在变化。因此，可将通过光学纤维或光学传感器的红细胞或颗粒相对于输注流体F流量的关系的数据加以标绘并进行外推从而确定在血管腔内部的绝对血流量。尽管在图13中输注导管10被图示为经过与主动脉90分离的血管而进入身体血管80，但可替代地或另外，输注导管可经过主动脉90(例如，经由股动脉或其它动脉)而进入身体血管80。
在血管腔82内部的流体流量可与被注射进入血管腔82中的输注流体的流量Qi线性相关。如图13中所示，在典型的身体血管***中，主动脉90可具有压力Pa和相关的大血管床阻力Rmacro，同时静脉***92可具有压力Pv和相关的小血管床阻力Rmicro。经过身体血管80的流体(例如，血液)的绝对流量为Qb。在输注点94处来自导管10的输注流体F的流量为Qi。在输注点94处的压力为Pi。利用基于电子计算的模拟，以下方程式适用：
(Qb+Qi)*Rmicro＝Pi-Pv，和
Qb*Rmacro＝Pa-Pi。
此外：
Pv(静脉压)被认为接近零，使得Pi-Pv≈Pi，并且
Pa(主动脉中的压力)被认为是恒定的(在一个心动周期中的恒定的平均值)。
因此，以下方程式也适用：
Qb(Qi)＝Pa/(Rmacro+Rmicro)–Qi*(Rmicro)/(Rmacro+Rmicro)＝α–β*Qi。
基于该Qb(Qi)＝α–β*Qi方程式，可以看出被分散进入血管腔82中的输注流体F的流量Qi可与血液Qb的绝对流量线性相关。因此，基于用于被分散进入血管腔82中的输注流体F的两个或更多不同流量Qi的每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞或颗粒数量的测量的数据点，能够确定所需的血液绝对流量Qb(Qi＝0)。
在基于数据点而确定血液Qb的绝对流量(例如，用图形确定和/或通过将方程式拟合到数据点而确定)的一个实例中，可确定当将输注流体F以第一已知流量注射进入血管腔82时每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞数的第一数据点或第一测量值。在该实例中，可确定当把输注流体F以第二已知流量注射进入血管腔82时每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的大量红细胞的第二数据点或第二测量值。然后，基于第一测量值和第二测量值，可确定当无输注流体F被注射进入血管腔82时每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞数的数据点。在一个说明性的情况下，当无输注流体F被注射进入血管腔82时每单位时间通过光学纤维30或光学传感器32的细胞数的测量可包括从基于第一测量值、第一已知流量、第二测量值、和/或第二已知流量的数据点中进行线性外推。在这种情况下，当无输注流体F被注射进入血管腔82时通过光学纤维30或光学传感器32的红细胞数量的数据点可以是血管腔中的绝对血流量。
如图14的说明性流程图中所示，公开了在操作中测量血管腔82中的绝对流量限制的方法200。例如，可使导管10行进202至在血管腔82内部的期望位置。导管10可以是任何导管10，例如本文中所公开的任何导管10。说明性地，导管10可包括近端16、远端18、和从近端16延伸经过远端18的管腔34或36。光学纤维30可行进或延伸204经过导管10的管腔34或36并且延伸出导管10中的开口(例如，在导管10的远端18通过远侧端口28)。
可将光经过光学纤维30施加206至位于光学纤维30的远端31或与之相邻的光阑或反射面42。光阑或反射面42可反射第一光信号，该光信号依赖于血管腔中的压力，并且可允许能被血管腔82中的红细胞B反射的光从光阑或反射面42通过。从被红细胞或颗粒B所反射光产生的第一光信号和第二光信号可在光学纤维30中被接收208并且被输送至控制器或检测器54和/或光分束器56。所接收的第二信号可用于测量每单位时间通过光学纤维的红细胞数，如本文中所公开。然后，基于所接收的第一光信号和接收的第二光信号，可确定210血管腔82中的绝对血液流量限制。在一个实例中，基于第一信号(例如，反射光LR’)可确定身体血管中的压力，并且以如本文中所描述的方式或者以任何其它方式可从第二信号(例如，反射光LR”)计算确定绝对血流量Qb，并且基于上述的以下方程式可确定在血管腔82内部的绝对流量限制：Rs＝(Pp-Pd)/Qb，其中Rs＝经过狭窄或变窄处的阻力或者血管腔82中的绝对流量限制，Pd＝在狭窄或变窄处远侧的测量压力，Pp＝在狭窄或变窄处近侧的测量压力。
尽管本文中所描述的***和方法主要是针对血液和身体血管而进行描述，但***2也可应用于其它医学相关方法和/或非医学相关方法。例如，***2可应用于非医学相关方法以便确定任何管状腔中的绝对流量并且/或者确定任何管状腔中的绝对流量限制，其中管状腔输送流体流(例如，气体流或液体流)。说明性地，细长的管状构件和/或光学纤维可延伸经过管状腔(例如，血管、管等)而到达目标位置，其中光学纤维的远侧顶端或其它部分可延伸至细长管状构件中的一个或多个流体输注开口的远侧。可将光经过光学纤维施加给管状腔中的颗粒，其中管状腔中的颗粒流动经过光学纤维的远端。然后，被管状腔中的颗粒所反射的光可被光学纤维所接收或检测。在一些情况下，在将流体以已知的流量从细长管状构件分散进入管状腔之前、之后和/或期间发射并且/或者接收光。分别当将流体以第一已知流量分散进入管状腔中时和当将流体以第二已知流量分散进入管状腔中时，可获得每单位时间通过光学纤维的颗粒数的第一测量值和每单位时间通过光学纤维的颗粒数的第二测量值。基于这些测量值和/或其它测量值，可根据上述数学方程式而确定管状腔中的流体绝对流量和/或绝对流量限制。
尽管在本文中可按特定的顺序来描述特定的方法特征，但可以想到所公开方法的特征可按其它顺序实施并且所给出的顺序仅仅是说明性的。此外，本文中所公开的方法特征可通过人为操作、一个或多个计算装置(例如，包括用于处理保存于存储器中的指令的存储器或处理器装置)、或者人为操作与一个或多个计算装置的组合而实施。
本领域的技术人员将认识到，本公开的各方面可表现为除本文中所描述和涵盖的具体实施例以外的多种形态。因此，在不背离所附权利要求中所描述本公开的范围和精神的前提下，可在形态和细节中做出修改。

Claims (11)

1.一种用于确定体腔中的流体流量的***，所述***包括：
导管，包括：
第一管腔；
第二管腔；
与所述第一管腔连通且位于所述导管的远端区的一个或多个流体输注开口，所述一个或多个流体输注开口构造成允许流体从所述第一管腔中离开所述导管；
与所述第二管腔连通且位于所述导管的远端区的一个或多个开口，
光学纤维，具有在其远端的反射面，其中所述光学纤维能行进通过所述导管的所述第二管腔并且能定位于与所述第二管腔连通的所述一个或多个开口的远侧；
其中所述反射面对于一个或多个波长的光是大体上透明的；并且
其中所述光学纤维构造成接收从在体腔中流动的颗粒反射的光。
2.如权利要求1所述的***，还包括：
与所述光学纤维连通的光分束器，其中所述光分束器将被所述反射面反射的光与被在所述体腔中流动的颗粒反射的光加以分离。
3.如权利要求1所述的***，还包括：
接收检测器，用于测量在所述光学纤维中接收的反射光。
4.如权利要求1至3中任一项所述的***，还包括：
在所述光学纤维的远端的法布里-珀罗腔，其中所述反射面是所述法布里-珀罗腔的光阑。
5.如权利要求1至3中任一项所述的***，还包括：
金属管，附着于所述光学纤维的远端且延伸经过所述光学纤维的远端；和
覆盖所述金属管的远端开口的光阑。
6.如权利要求5所述的***，其中在所述光学纤维的远端与所述光阑之间的空间形成法布里-珀罗腔。
7.如权利要求1所述的***，还包括：
位于所述导管的远端的一个或多个光反射面。
8.如权利要求1所述的***，还包括：
位于所述导管的限定所述第二管腔的表面上的一个或多个光反射面。
9.如权利要求1所述的***，还包括：
位于所述导管上的一个或多个光反射面；并且
其中所述一个或多个光反射面构造成反射具有在620纳米(nm)和740nm之间的波长的光。
10.如权利要求7至9中任一项所述的***，其中所述光反射面是位于在所述导管上的用于将光朝向所述光学纤维反射的位置。
11.一种用于确定体腔中的流体流量的***，所述***包括：
导管，包括：
第一管腔；
第二管腔；
与所述第一管腔连通且位于所述导管的远端区的一个或多个流体输注开口，所述一个或多个流体输注开口构造成允许流体从所述第一管腔中离开所述导管；
与所述第二管腔连通且位于所述导管的远端区的一个或多个开口，
细长构件，具有在细长构件的远端的一个或多个光发射器和两个以上光检测器，其中光发射器在纵向上位于两个光检测器之间，且其中所述细长构件能行进通过所述导管的所述第二管腔并且能定位于与所述第二管腔连通的所述一个或多个开口的远侧；并且
其中所述一个或多个光发射器构造成将光发射到在所述体腔中的颗粒上并且所述两个以上光检测器构造成检测被在所述体腔中的颗粒反射的光。
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