ES2264683T3 - Detector de representacion de imagenes intravascular. - Google Patents
Detector de representacion de imagenes intravascular.Info
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Abstract
Catéter de representación de imágenes intravascular para detectar indicadores de radiofármacos en un lumen del cuerpo, comprendiendo el catéter: un cuerpo de catéter que comprende una zona proximal y una zona distal; una matriz de detectores para detectar los indicadores de radiofármacos, quedando dispuesta la matriz de detectores en la zona distal del cuerpo del catéter; y medios para accionar la matriz de detectores selectivamente en por lo menos un modo de velocidad de recuento bruto y un modo de representación.
Description
Detector de representación de imágenes
intravascular.
La presente solicitud reivindica el derecho bajo
37 C.F.R. 1.78 de los E.E.U.U. Número de solicitud provisional
60/174.440, presentada el 4 de Enero de 2000, y titulada
"Intravascular Imaging Detector".
La presente solicitud también está relacionada
con la solicitud de patente americana comúnmente asignada nº
09/671.412, presentada el 26 de Septiembre de 2000, titulada
"Methods and Apparatus for Characterizing Lesions in Blood
Vessels and Other Body Lumens"
La angiografía coronaria se utiliza para
identificar y para medir las dimensiones luminales de los vasos
sanguíneos. La angiografía, sin embargo, no puede proporcionar
información sobre el contenido de la placa.
La presente invención trata esta carencia
colocando un detector de imágenes en las arterias para detectar y
caracterizar placas en la arteria coronaria de primera fase
inestables. Esto puede proporcionar una signatura relevante para el
70% de los ataques de corazón que están provocados por placas
inestables mínimamente obstructivas que son demasiado pequeñas para
ser detectadas mediante angiografía.
US5.424.546 describe un contador de centelleo
para detectar una intensidad de rayos \beta con una alta precisión
que puede utilizarse para la detección de rayos \beta in
vitro o in vivo.
La presente invención describe una configuración
de detector de representación intravascular que funciona
conjuntamente con radiofármacos emisores \beta de unión a la placa
administrados sistemáticamente tales como
18-Fluorodeoxiglucosa (18-FDG). El
aparato de la presente invención obtiene estas ventajas
identificando y localizando estos radiofármacos emisores \beta de
unión a la placa o emisores de electrones de conversión.
Las sondas de representación intravascular
construidas de acuerdo con los principios de la presente invención
dan lugar a detectores que satisfacen las limitaciones de
dificultades de aplicación en términos de tamaño del dispositivo,
sensibilidad necesaria, y conformidad con los requerimientos
intravasculares.
El aparato de la presente invención permitirá
nuevas terapias específicas y económicas para evitar enfermedades
de arteria coronaria aguda tal como: angina inestable, infarto de
miocardio agudo, y muerte súbita cardiaca.
La presente invención dispone en general un
aparato de representación intravascular para detectar y caracterizar
placas en la arteria coronaria vulnerables de primera fase. El
detector funciona identificando y localizando radiofármacos
emisores \beta de unión a la placa.
El aparato de la presente invención incluye
preferiblemente un(os) detector(es) de radiación con
una resolución espacial intrínseca predeterminada, típicamente de
entre 1-8 milímetros, y preferiblemente de entre
1-3 milímetros. En algunas realizaciones, el
detector es en forma de matriz de detectores. El matriz de
detectores puede incluir una pluralidad de unidades detectoras o
píxeles incorporados en un único microcircuito o en microcircuitos
separados. El (los) detector(es) se encuentran típicamente
integrados en un catéter intravascular para poderlo(s)
manipular a través del lumen del cuerpo, utilizando opcionalmente un
alambre de guía de manera muy similar a un catéter de balón para
angioplastia.
Opcionalmente, los detectores de la presente
invención pueden quedar encastrados dentro de un balón u otra
estructura expansible, tal como una membrana flexible, que se
contraiga o se desinfle durante el guiado a través del lumen del
cuerpo. La estructura puede entonces desplegarse en un sitio de
destino para presionar el detector contra el interior de la pared
de la arteria disponiendo el detector en contacto con la placa.
Esto optimiza la relación entre partícula y gamma, y entre y señal y
fondo para la representación de partículas cargadas.
Durante tránsito a través de la arteria, un
software u otro medio de análisis puede descodificar los datos
obtenidos por el detector para funcionar en un modo de búsqueda. El
modo de búsqueda se lleva a cabo típicamente sumando todos los
píxeles de los detectores para obtener un recuento bruto rápido. Una
vez que se ha detectado un recuento bruto límite (por ejemplo, se
localiza una zona de alta velocidad de recuento), el software puede
cambiar a un modo de representación para producir una imagen de
mayor resolución para proporcionar más detalle de la placa. Para
realizaciones utilizando un balón, el balón se puede mantener en una
configuración desinflada durante el recuento bruto rápido y el
balón puede inflarse cuando los detectores se cambian al modo de
representación.
Detectores de radiación de ejemplo incluyen: 1)
centelleadores; 2) placas de representación; 3) semiconductores; y
4) cámaras de ionización. Cada una de las realizaciones descritas da
un detector que satisface las limitaciones de las dificultades de
aplicación en términos de tamaño del dispositivo, sensibilidad
necesaria, y conformidad con los requisitos intravasculares.
El aparato de la presente invención
preferiblemente proporciona tanto una elevada eficiencia en la
detección de partículas beta como una suficiente sensibilidad en el
volumen del detector muy pequeño proporcionada por una punta
intravascular u otra punta de catéter médico.
Se han utilizado simulaciones de Monte Carlo
desarrolladas para el seguimiento de trayectorias beta y energía
depositada para guiar la opción del material y la forma y el tamaño
de los elementos de píxel. Aunque el volumen del detector está
limitado por el lumen arterial, las dimensiones correctas del píxel
(lateralmente) son comparables con la gama de betas (en el detector
específico). Se han llevado a cabo simulaciones de Monte Carlo para
positrones F-18 y T1-204. Las
simulaciones se han utilizado como base para el diseño del
detector.
Se ha medido también la sensibilidad de las
partículas beta directamente para cada uno de los detectores
prototipo fabricados. Esto se ha llevado a cabo con emisores beta
T1-204 y F-18.
El aparato de la presente invención permite una
alta eficacia para betas y una muy baja eficacia de detección para
gammas de 511 keV. En general se han descartado materiales que
tienen un número atómico elevado o una alta densidad. Se ha
encontrado que los gases, líquidos, plásticos ligeros y
semiconductores finos de baja-z son preferibles en
este sentido respecto a los semiconductores compuestos de alta
Z.
La sensibilidad y la inmunidad al fondo gamma se
confirma con el uso de discos de papel de filtro que contienen una
actividad de fuente F-18 conocida. Se toman una
serie de medidas a partir de las cuales se calcula los recuentos
por segundo de la media y la desviación estándar. Se toma una
segunda serie de las medidas en la misma configuración con la
excepción de que esta vez se dispone una pieza de acero inoxidable
de 0,2 milímetros de grosor delante del detector. Dividiendo los
resultados del primer grupo de medidas por la cantidad de la
actividad en el disco, se calcula la sensibilidad combinada (beta y
fotón). La sensibilidad beta se calcula restando la velocidad del
fotón pura de la velocidad de recuento combinada. Los resultados se
analizan frente a los umbrales de energía que oscilan entre el
nivel de ruido hasta 495 keV (borde Compton para 511 keV).
El aparato de la presente invención permite que
el dispositivo funcione de tal manera que permita que el detector
sea presionado contra el interior de la pared de la arteria. Tres de
las realizaciones descritas: el centelleador del gas, el detector
de semiconductor y el detector de la cámara de ionización están
diseñados para quedar encastrados dentro de un balón u otra
estructura extensible que, aunque se desinfle durante el guiado a
través de la arteria u otro lumen del cuerpo, pueden inflarse
cuando se encuentre en un sitio de la placa. Alternativamente, el
balón se puede desinflar durante el tránsito a través de la arteria
y después inflarse cuando se encuentre en un lugar sospechoso.
Además, el detector tiene la capacidad de funcionar en modo de
búsqueda sumando todas las respuestas del píxel para obtener un
recuento bruto rápido durante el tránsito a través de la arteria.
El aparato se cambia a modo de "representación" para obtener
detalle a alta resolución de la placa cuando se localiza una zona
de alta velocidad de recuento.
El aparato de la presente invención permite una
resolución espacial del orden de 1 milímetro, que es suficiente
para interrogar a una placa. Esto también es del mismo orden que la
gama beta. La resolución espacial se confirma a través de medidas
de la función de difuminación del punto y la superposición de
sonidos entre elementos del reproductor de imágenes a partículas
beta.
El aparato de la presente invención permite una
configuración para maximizar sus propiedades pasivas, que son
atractivas debido al mayor grado de seguridad durante los
procedimientos. Se había dado preferencia a detectores compuestos
de materiales inertes debido alto grado de seguridad durante los
procedimientos.
Los mecanismos de detección del aparato de la
presente invención permiten la más elevada señal y sensibilidad del
detector. Este criterio favorece la aproximación del detector del
semiconductor, lo cual ofrece la más eficiente transferencia de
energía.
El aparato de la presente invención permite una
configuración que se puede integrar con el catéter y el alambre de
guía.
Las características anteriores y otras de la
presente invención pueden comprenderse con mayor detalle a partir
de la siguiente descripción detallada, tomada en conjunto con los
dibujos que se acompañan, en los que los caracteres de referencia
similares se refieren a elementos similares, y en los cuales:
La figura 1 es una vista esquemática de un
aparato construido de acuerdo con la presente invención para la
representación intravascular para detectar y caracterizar placas en
la arteria coronaria de primera fase inestables.
La figura 2 es una vista esquemática en sección
transversal parcial de una "cámara" de centelleo de fibra
única que emplea una fibra centelleante conectada a una fibra
óptica.
La figura 3 es un gráfico que muestra la energía
de detención calculada de electrones hasta 2 MeV y la gama de
electrones en poliestireno hasta 1250 keV. Una fibra de 1 milímetro
detendrá electrones de 300 keV y por encima de 300 la energía de
detención es cercana a 200 keV por milímetro.
La figura 4 es una vista esquemática en sección
transversal parcial de una "cámara" de centelleo de múltiples
fibras que emplea un haz de fibras centelleante cada una unida a una
fibra óptica. La desviación física entre las fibras se utilizará
para proporcionar información de la posición.
La figura 5 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra, en forma simplificada, una realización
de un aparato construido de acuerdo con la presente invención el
cual emplea una "cámara" de fibra centelleante que utiliza un
número de centelleadores diferentes, cada uno con un espectro de
emisión que se encuentra desfasado en longitud de onda de los
otros. El detector es leído de salida por un espectrómetro de
dispersión de longitud de onda.
La figura 6 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra, en forma simplificada, una realización
de un aparato construido de acuerdo con la presente invención el
cual emplea un detector de par centelleante principal
líquido/secundario de fibra. En esta figura, el balón está
desinflado durante el guiado a través de la arteria hacia una
placa.
La figura 7 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra, en forma simplificada, una realización
de un aparato construido de acuerdo con la presente invención el
cual emplea un detector de par centelleante principal
líquido/secundario de fibra. En esta figura, el balón está inflado
en la arteria en el sitio de la placa.
La figura 8 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del par
centelleante principal líquido/secundario de fibra.
La figura 9 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra los principios de funcionamiento del
detector de fósforo de almacenamiento de imágenes.
La figura 10 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del
detector de fósforo de almacenamiento de imágenes en el que se
utiliza un espejo especialmente conformado en la parte frontal de
la fibra óptica para mejorar el proceso de excitación y lectura del
detector de fósforo de almacenamiento de imágenes.
La figura 11 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra, en forma simplificada, una realización
de un aparato construido de acuerdo con la presente invención,
empleando tiras de detectores de partículas semiconductoras. En
esta figura el balón está desinflado durante el guiado a través de
la arteria hacia una placa.
La figura 12 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra, en forma simplificada, una realización
un aparato construido de acuerdo con la presente invención,
empleando tiras de detectores de partículas semiconductoras. En
esta figura el balón está inflado en la arteria en el sitio de la
placa.
La figura 13 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del
balón inflado con cuatro tiras de detectores de silicio dispuestas
en el balón inflado.
La figura 14A es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento de la
cadena resistiva que conecta los detectores que se utilizarán para
proporcionar señales, la relación de la señal respecto a una señal
común puede proporcionar información de la posición.
La figura 14B es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento de la
cadena capacitiva que conecta los detectores que se utilizarán para
proporcionar señales, la relación de la señal respecto a una señal
común puede proporcionar la información de la posición.
La figura 15 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del
detector de la cámara de ionización mostrando cómo el dispositivo
aparece cuando el balón se contrae durante el avance hasta el
catéter.
La figura 16 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del
detector de la cámara de iones, mostrando cómo, tras alcanzar la
zona de interés, el balón se infla con gas xenón.
La figura 17 es una vista en perspectiva de
despiece parcial que ilustra el principio de funcionamiento del
detector de la cámara de ionización con el cátodo formado
encastrando un grupo de cables paralelos en el balón.
La figura 18 es una gráfica que muestra los
pares de iones calculados producidos como función de energía
electrónica a varios valores de presión para un detector de 1
milímetro.
Haciendo referencia a la figura 1 un aparato
para la representación de imágenes en arterias 12 para detectar y
caracterizar placas en la arteria coronaria inestables de primera
fase 14 comprende un extremo de sonda de representación de imágenes
20 que incluye un detector beta sensible miniatura. Funciona
identificando y localizando los radiofármacos que se unen a la
placa y que emiten partículas beta 16. El detector de radiación
tiene una resolución espacial intrínseca de aproximadamente
1-3 milímetros. Se encuentra integrado en un
catéter arterial 70 para que pueda ser manipulado a través de la
arteria por un alambre de guía 28 de manera muy similar a un
catéter de balón para angioplastia. El detector de la presente
invención, una vez integrado en el catéter 70, se conecta a una
electrónica de adquisición de datos 72 y un ordenador y una pantalla
74, lo cual proporciona una imagen de la distribución de la
placa.
Una realización específica del extremo de la
sonda de representación intravascular 20 construida de acuerdo con
los principios de la presente invención comprende una fibra
centelleante 22 conectada a una fibra óptica clara 24, tal como se
muestra en la figura 2. Las fibras centelleantes 22 son detectores
formados mezclando fósforos centelleantes (1-2%)
con el poliestireno que forma el núcleo de la fibra óptica plástica
más popular. Teniendo el fósforo en el núcleo, la cantidad máxima
de luz centelleante 26 encontrará su camino debajo de la fibra
óptica clara 24 hacia el detector óptico 28. La fibra centelleante
22 se conecta a una fibra óptica clara 24 para el suministro de luz
a una cierta distancia del sitio de radiación. La forma más simple
de dicho detector para una representación de imágenes intravascular
sería un único segmento de fibra centelleante 22 conectada a una
única fibra clara 24 que, a su vez, se conecte a un detector óptico
28. El dispositivo quedaría insertado a través de un sistema de
catéter 70 y midiendo la velocidad de recuento a medida que el
dispositivo se dispone a lo largo de la arteria, la distribución de
la radiactividad se "representaría". Los parámetros clave del
dispositivo son la energía de detención de la fibra centelleante
para el electrón, la producción de luz, y el cambio la producción
de luz si la fibra se dobla en el proceso de colocación en la
arteria o de guiado a través de la misma.
Las fibras centelleantes conectadas a fibras
ópticas y un tubo fototomultiplicador producen potentes señales en
el fototomultiplicador en el laboratorio. Por ejemplo, fibras
centelleantes 3-HF que emiten a 535 nanómetros
irradiados con una fuente 204T1, que emite betas a una energía
similar a 18F produjeron potentes señales en el PMT. Incluso si la
fibra óptica se retuerce en una serie de bucles de diámetro
decreciente la potencia de la señal queda virtualmente inalterada
bajo un radio de curvatura de 1,5 centímetros. En 1,0 centímetros
la fibra óptica se deforma de manera permanente. Para dar cabida a
radios de curvatura ajustados, pueden utilizarse haces de fibras
más pequeñas.
En la figura 3 se muestra la cantidad de
potencia de detención calculada para electrones hasta 2 MeV y la
gama de electrones en poliestireno hasta 1,25 MeV. A partir de la
figura se observa que una fibra de 1 milímetro detendrá electrones
de 300 keV y por encima de 300 la energía de detención es cercana a
200 keV por milímetro.
La cantidad de luz producida varía en función de
la energía electrónica máxima para diversas fuentes beta. La luz
producida por 300 keV es adecuada para una representación
intravascular. Una fibra de 1 milímetro de diámetro o mayor es
adecuada para todos los radioisótopos posibles. El dispositivo se
puede construir utilizando segmentos cortos de fibras centelleantes
pegadas a fibras ópticas. La luz se puede transmitir bajo longitudes
de fibra de hasta varios metros. La emisión de luz oscila entre 400
y 600 nanómetros.
Para este fin pueden utilizarse distintos tipos
de fibras centelleantes. Dado que la energía de detención es
esencialmente igual para todas las fibras, la producción de luz se
puede optimizar mediante la elección del centelleador, la fibra
óptica, o similares.
En una realización de un extremo de sonda de
representación de imágenes intravascular 20 construido de acuerdo
con los principios de la presente invención, el haz de fibras
centelleantes 22 se conectan a fibras ópticas claras 24, tal como
se muestra en del figura 4, en la que las fibras centelleantes 22 se
encuentran desplazadas. El desplazamiento proporciona información
de la posición.
Una de dichas realizaciones comienza con siete
fibras centelleantes 22 de 0,3 milímetros, de modo que el diámetro
global es todavía de aproximadamente 1 milímetro. La energía de
detención de cada una de las fibras 22 de 0,3 milímetros es lo
suficientemente elevada para absorber 60 keV, lo cual es apropiado
para el sistema de representación intravascular.
La resolución y la sensibilidad del sistema
multifibra se controla mediante la longitud de los segmentos 22 del
centelleador. Por ejemplo, segmentos de 2 milímetros proporcionan
sistema de resolución muy de alta y de sensibilidad baja que cubre
solamente 14 milímetros, mientras que segmentos de 7 milímetros
proporcionan un sistema de baja resolución y alta sensibilidad que
cubre aproximadamente 49 milímetros. El diseño físico de este
sistema tiene algunas consecuencias prácticas en que el extremo
frontal es estrecho y puede introducirse en lugares más ajustados
que el sistema de fibra única. Debe apreciarse, sin embargo, que en
otras configuraciones, las matrices de centelleadores pueden
distribuirse a lo largo de una longitud entre menos de
aproximadamente 5 mm y 50 mm, o más.
En una disposición de ejemplo, la sonda utiliza
fibras centelleantes conectadas con fibras plásticas a un tubo
fotomultiplicador sensible a la posición (PSPMT). Las fibras
centelleantes y las fibras claras son de 5 mm a 7 mm y de 1,5 m de
largo, respectivamente, y de 0,5 mm de diámetro. Hay seis fibras
centelleantes, cada una desplazada 6 mm para obtener un dispositivo
de representación de imágenes que rodee un alambre de guía. El
conjunto detector es de 1,9 mm de diámetro y 38 mm de largo. Las
fibras quedan rodeadas por un tubo fino flexible de plástico para
protegerlas de la luz exterior. Las fibras van conectadas al PSPMT
con un conector a presión. La imagen PSPMT se descodifica por
software para proporcionar una imagen lineal. El extremo de la
sonda de representación de imágenes también puede funcionar en un
modo que tenga una salida de audio que corresponda al nivel total
de la placa inestable detectada. El dispositivo ha sido probado
disponiendo una fuente puntual ^{204}Tl a lo largo del detector
para verificar la función. Las betas ^{204}Tl están cercanas en
energía a las betas ^{18}F. La resolución del sistema es de 6 mm
cuando la fuente se encuentra a 1 mm del
detector.
detector.
En una realización de un extremo de sonda de
imagen intravascular 20 construida de acuerdo con los principios de
la presente invención se utiliza una serie de fibras centelleantes
distintas 22, cada una con un espectro de emisión que está
desfasado en longitud de onda de las otras tal como se muestra en la
figura 5. Puede construirse un detector apropiado a partir de
fibras centelleantes disponibles en el mercado que cubran la gama de
menos de 400 nanómetros a más de 600 nanómetros. Las series de
segmentos 22 se apilan según se indica en la figura 5 con el
segmento de mayor longitud de onda (\lambda_{1}) en el extremo
con longitudes de onda incrementalmente más cortas
(\lambda_{2}-\lambda_{n}) según se avanza
hacia la fibra óptica clara 24. Las emisiones de mayor longitud de
onda no tendrán la energía para excitar los niveles fluorescentes en
los centelleadores de menor longitud de onda y deben transmitirse
con facilidad través de los segmentos curso abajo. La luz se
transmitirá a un espectrómetro 29 que utilice una rejilla u otro
medio de dispersión de longitud de onda para propagar la luz sobre
un detector óptico sensible a la posición. Esto crea un espectro de
la luz emitida de las fibras centelleantes y con calibración existe
una correlación uno a uno entre posición y longitud de onda, lo
cual se convierte entonces en una imagen lineal de la arteria. Un
espectrofotómetro apropiado 29 es el
CHEM2000-UV-VUS de Ocean Optics,
Inc.
Los tipos de detectores 20 descritos en las tres
realizaciones anteriores de la presente invención proporcionan un
alto grado de seguridad al paciente al no requerir conexiones
eléctricas y no utilizan ninguna sustancia potencialmente peligrosa
ni altas presio-
nes.
nes.
En una realización de un extremo de sonda de
representación de imágenes intravascular 20 construida de acuerdo
con los principios de la presente invención se hace avanzar un balón
30 hasta la arteria 12 en un estado contraído tal como se muestra
en la figura 6. Se construye una fibra centelleante 22 de 5 cm a 10
cm de largo unida a una fibra clara 24 en el interior del balón 30
tal como se muestra en la figura 6 y la figura 7. Cuando el balón
30 ha alcanzado la zona de interés que contiene una placa
sospechosa 14, se infla con una solución líquida centelleante 32
tal como se muestra en la figura 7. El centelleador líquido
principal 32 puede proporcionar más masa para la energía de
detención.
El centelleador líquido principal 32 contiene el
flúor principal, que absorbe una partícula beta 16 y emite luz
primaria centelleante 34 de corta longitud de onda. El núcleo de la
fibra óptica centelleante 22 contiene un flúor secundario que
absorbe eficazmente los fotones del flúor primario 34 y emite una
luz 26 de mayor longitud de onda que viaja bajo la fibra óptica
clara 24 tal como se muestra en la figura 8. Una protección ligera
deslizante 38 proporciona sensibilidad de posición tal como se
muestra en la figura 7. Durante el modo de recuento bruto, la
protección ligera deslizante 38 se puede alejar de la fibra óptica
22 para permitir que la radiación interactúe con toda la fibra
óptica. Cuando se encuentra en modo de representación, la protección
ligera deslizante 38 puede moverse sobre la fibra óptica 22 para
proporcionar sensibilidad de posición. La sección transversal del
balón inflado da una mejor eficacia geométrica de factor 2 a 3 para
los betas y el grosor adicional detiene una mayor fracción de los
betas de mayor energía comparado con las realizaciones de la fibra
centelleante descritas en las figuras 2-5. El balón
30 está construido en un material que es resistente y no se
disuelve en disolventes tales como tolueno, que se utiliza
típicamente en la fabricación de centelleadores
líquidos.
líquidos.
En una realización de un extremo de sonda de
imagen intravascular 20 construida de acuerdo con los principios de
la presente invención se forma una placa de representación de
fósforo centelleante 40 en forma de tubo de 5 cm de largo que rodea
una fibra óptica clara24 tal como se muestra en la figura 9. La
placa de representación 40 se utiliza para leer la distribución de
las betas registradas en la placa de representación. El detector
está optimizado para detener partículas beta 16, y tiene
flexibilidad mecánica para el movimiento en las arterias 12. El
extremo de sonda de imagen intravascular 20 construido de acuerdo
con los principios de la presente invención tiene la capacidad de
integrar la señal de muchos eventos beta en el fósforo de
almacenamiento 40. La energía almacenada permanece estable hasta
que es barrida con un rayo láser 42 mediante una fibra óptica clara
24. La misma fibra óptica 24 se utiliza para el suministro de la luz
láser 42 y la transmisión de la luz de lectura de salida 46 que
corresponde a la imagen almacenada tal como se muestra en las
figuras 9 y 10. Esto se puede conseguir con el uso de un filtro 44
para la diferencia entre la longitud de onda de la luz de
excitación del láser 42 (630 nm) y la longitud de onda de la luz 46
(400 nm) liberada tras la excitación del láser. Tal como puede
apreciarse en las figuras 9 y 10, puede utilizarse un espejo de
forma cónica cóncava 48 en la parte delantera de la fibra óptica
clara 24 para enfocar la luz a un anillo 49, mejorando el proceso
de excitación y lectura de salida en la posición específica deseada.
El barrido de la imagen se puede implementar a través del
movimiento de la fibra óptica 24 junto con su espejo integrado 48 a
lo largo de la placa de representación 40.
En una realización de una sonda de
representación intravascular 20 construida de acuerdo con los
principios de la presente invención se utiliza un detector a base
de silicio (u otro semiconductor) para la representación
intravascular. El concepto de detector básico con el que se comienza
es una secuencia de detectores Si-pin individuales
52 configurados en tiras 53 tal como se muestra en la figura 11.
Tal como se muestra en la figura 12, los
elementos detectores individuales 52 se conectarán en serie para
formar matrices lineales flexibles 50 de modo que se puedan colocar
capas interiores 54 y capas exteriores 55 de un balón 30 tal como
se muestra en la figura 11. El balón 30 se comprimirá durante el
guiado a través de la arteria 12 hacia la placa tal como se muestra
en la figura 11. El cardiólogo controlará la señal sumada de todos
los detectores 52 durante este tránsito. Cuando la señal sugiera una
respuesta alta y una posible placa inestable el balón puede
inflarse de modo que presione los detectores contra la placa 14 en
la pared de la arteria 12 tal como se muestra en la figura 12. En
una realización de este detector existe entre una y cuatro tiras 53
dispuestas en unos catéteres 70 de varios French. En la figura 13 se
muestran dibujos a escala de una realización de un balón inflado 30
con cuatro tiras 53. En el ajuste clínico el cardiólogo escogerá el
lumen del catéter en base a la información específica acerca del
estado de las arterias de los pacien-
tes.
tes.
El extremo de la sonda de representación de
imágenes intravascular 20 a base de detectores de semiconductores
puede utilizar una cadena de resistencias 56 (o una cadena de
condensadores 56') que conecten los detectores tal como se muestra
en las figuras 14A y 14B. Los detectores y su cadena de lectura de
salida (una tecnología de película gruesa) pueden colocarse en una
placa de PC flexible y fina. La señal se lee en cualquier extremo
de la cadena (Escala 1 57 y 2 58). La relación entre una señal común
y la señal de la cadena proporciona la información acerca de en qué
píxel se alojó la interacción beta.
Los detectores 52 de la presente invención
pueden funcionar en modo fotovoltaico lo cual permite que el
detector funcione de manera pasiva, utilizando el potencial de
unión integrado.
Los detectores 52 de la presente invención
pueden funcionar bajo una tensión de polarización 59 tal como se
muestra en la figura 14. Los detectores se fabrican utilizando un
material de partida de una resistividad extremadamente elevada para
minimizar la tensión que es necesario aplicar al detector para
agotarlo. Unos detectores Si-pin fabricados a
partir de un material >10 kohmcm produjeron un agotamiento total
con apenas 8 voltios de polarización aplicada y <800 pA/cm^{2}
de corriente de pérdida. El material Si de partida se pule a 200
micras o más fino. En este caso, la corriente oscura puede ser <
5 PA (incluso a temperatura corporal) para los diodos con un área
activa de 0,5 x 0,5 mm^{2}.
Los detectores 52 de la presente invención están
fabricados con estructuras de anillo de protección para reducir la
corriente. Esto ocupa cierto espacio en el borde de cada
dispositivo. Los dispositivos de área activa de 0,5 x 0,5 mm^{2}
pueden implementarse sobre una matriz de 0,75 x 0,75 mm^{2}.
En una realización, un extremo de la sonda de
representación de imágenes intravascular 20 se construye, de
acuerdo con los principios de la presente invención, llenando un
balón 30 con gas xenón 60 tal como se muestra en las figuras 15 y
16. El detector funciona entonces como una cámara de ionización con
el ánodo formado a partir de un cable 64 que discurre a través del
centro del balón 30 y el cátodo 62 formado encastrando los cables
(o malla metálica) en el balón, tal como se muestra en la figura 17.
Los cables del cátodo 64, que se encuentran en potencial de tierra,
pueden unirse físicamente al interior del balón y puede unirse otra
malla aislante 66 en el interior del cátodo o rodear al ánodo. Puede
utilizarse un casquillo metálico 68 para proporcionar al sistema su
información de posicionamiento. Con el casquillo 68 completamente
retirado, el detector puede funcionar como un contador sin imagen
muy eficaz.
El detector puede funcionar a 10 y 20 voltios en
el ánodo. Puede diseñarse una circuitería de protección para
interrumpir la tensión de suministro instantáneamente cuando la
corriente se aproxime a un nivel peligroso tal como un nanoamperio.
En un detector de gas construido de acuerdo con los principios de la
presente invención, la conversión de energía depositada es mucho
más eficaz que el proceso secundario de centelleo. De este modo,
aunque el gas xenón tiene una baja energía de detención respecto a
un sólido o líquido, el número de pares de iones es todavía
significativo. La figura 18 da los pares de iones producidos en
función de la energía electrónica en distintos valores de la
presión para un detector de 1 mm. Se aprecia que a 10 atm se
producen por lo menos 200 pares iones para todas las energías. Si
el balón se expande, el número de pares de iones podría aumentar a
600. Unos preamplificadores de bajo ruido con 20-100
electrones rms pueden manipular este número de electrones y
proporcionar una buena relación señal-ruido. A
mayores presiones de gas existirá un aumento concomitante en la
señal tal como se muestra en la figura 18. Son prácticas presiones
hasta
10 atm o más.
10 atm o más.
En otro aspecto, la presente solicitud describe
equipos que incluyen catéteres, instrucciones de uso y envasado.
Los catéteres en general serán los descritos anteriormente y la
instrucción de uso (IFU) establecerá cualquiera de los métodos
descritos anteriormente. La presentación puede ser cualquier envase
de dispositivo médico convencional, incluyendo estuches, bandejas,
cajas, tubos, o similares. Las instrucciones de uso normalmente se
encontrarán impresas en un papel aparte, pero también pueden
imprimirse total o parcialmente en una zona del envase.
Opcionalmente, los equipos pueden incluir un alambre de guía,
radiofármacos para unirse a la placa inestable, o
similares.
similares.
Tal como comprenderán los expertos en la
materia, la presente invención puede ejemplificarse en otras formas
específicas sin apartarse de las características esenciales de la
misma. Por ejemplo, aunque algunas realizaciones de los detectores
de representación se muestran y se describen dispuestos en un balón,
otras realizaciones de los catéteres pueden fabricarse sin el
balón. En consecuencia, la anterior descripción pretende ser
ilustrativa, pero no limitativa, del alcance de la invención que se
establece en las siguientes reivindicaciones.
Claims (18)
1. Catéter de representación de imágenes
intravascular para detectar indicadores de radiofármacos en un lumen
del cuerpo, comprendiendo el catéter:
- un cuerpo de catéter que comprende una zona proximal y una zona distal;
- una matriz de detectores para detectar los indicadores de radiofármacos, quedando dispuesta la matriz de detectores en la zona distal del cuerpo del catéter; y
- medios para accionar la matriz de detectores selectivamente en por lo menos un modo de velocidad de recuento bruto y un modo de representación.
2. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores en
el modo de velocidad de recuento bruto suma píxeles en la matriz de
detectores para obtener un recuento bruto de los indicadores de
radiofármacos en una zona de un lumen del cuerpo.
3. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores en
el modo de representación obtiene una resolución mayor de detalle
de un lumen del cuerpo.
4. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
proporciona una resolución espacial de uno a tres milímetros.
5. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
comprende:
- una pluralidad de centelleadores dispuestos en un canal del cuerpo del catéter;
- una fibra óptica dispuesta dentro del canal en el cuerpo del catéter, en el que un extremo distal de la fibra óptica queda conectado a los centelleadores;
- un detector óptico conectado a un extremo proximal de la fibra óptica; y
- un conjunto de adquisición de datos conectado al detector óptico.
6. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
comprende una matriz de centelleadores distribuidos a lo largo de
un tramo del cuerpo del catéter.
7. Catéter según la reivindicación 6,
caracterizado por el hecho de que la matriz de centelleadores
se distribuye a lo largo de un tramo de entre aproximadamente 5 mm
y 50 mm.
8. Catéter según la reivindicación 6,
caracterizado por el hecho de que cada uno de los
centelleadores de la matriz de centelleadores está conectado a una
fibra óptica individual.
9. Catéter según la reivindicación 6,
caracterizado por el hecho de que la matriz de centelleadores
comprende una pluralidad de centelleadores alineados a lo largo de
un eje, en el que cada uno de los centelleadores tiene un espectro
de emisión que se encuentra desfasado en longitud de onda de los
otros centelleadores de la matriz.
10. Catéter según la reivindicación 9,
caracterizado por el hecho de que un centelleador proximal de
la matriz se encuentra conectado ópticamente a una de fibra óptica
que puede conectarse a un medio dispersor de longitud de onda.
11. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que comprende, además, una
membrana flexible dispuesta en la zona distal del cuerpo del
catéter, en el que la matriz de detectores se encuentra dispuesta
dentro del balón.
12. Catéter según la reivindicación 11,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
comprende:
- una fibra centelleante conectada a una fibra óptica, en el que la fibra centelleante se dispone dentro de la membrana flexi- ble;
- un protector de representación móvil dispuesto sobre una zona de la fibra centelleante; y
- un centelleador líquido dispuesto dentro de la membrana flexible.
13. Catéter según la reivindicación 11,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
comprende una matriz flexible de detectores de semiconductores
conectada a la membrana flexible, en el que el balón, en una
configuración expandida, coloca la matriz de detectores adyacentes a
una pared del lumen del cuerpo.
14. Catéter según la reivindicación 11,
caracterizado por el hecho de que comprende, además:
- un ánodo dispuesto dentro de la membrana flexible;
- un casquillo aislante móvil dispuesto sobre el ánodo;
- unos cátodos conectados a la membrana flexible; y
- un gas xenón dispuesto en la membrana flexible.
15. Catéter según la reivindicación 1,
caracterizado por el hecho de que la matriz de detectores
comprende:
- una fibra óptica móvil dispuesta dentro del cuerpo del catéter;
- un láser que suministra una luz láser que tiene una primera longitud de onda;
- una placa de representación de imágenes dispuesta alrededor de una zona distal de la fibra óptica que recibe los indicadores de radiofármacos, en el que la luz láser interactúa con la placa de representación para así provocar que se emita una luz de lectura de salida desde la placa de representación y se transmita bajo la fibra óptica, en el que la luz de lectura de salida tiene una segunda longitud de onda, siendo la segunda longitud de onda distinta de la primera longitud de onda.
16. Catéter según la reivindicación 15,
caracterizado por el hecho de que comprende, además, un
filtro conectado a un extremo proximal de la fibra óptica.
17. Catéter según la reivindicación 15,
caracterizado por el hecho de que comprende, además, un
espejo conectado a un extremo distal de la fibra óptica para
enfocar la luz láser y luz de lectura de salida.
18. Catéter según la reivindicación 15,
caracterizado por el hecho de que los indicadores de
radiofármacos comprenden indicadores de partículas beta.
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