带有用于探测力的传感器的医疗设备 【技术领域】
本发明涉及用于探测沿纵向作用于医疗设备上的力的医疗设备。
背景技术
从WO 2005/011511A1已知这样的传感器，WO 2005/011511A1公开了用于探测作用于细长装置上、特别是诸如导管的细长装置上的力的传感器，所述力包括在细长装置的纵向上的不可忽略的力分量。该传感器包括：针对待探测的力的力换能器；用于将该传感器安装到细长装置上的连接；至少一个光输入区域，其可光学连接到将光注入到该传感器内的至少一个光波导；光强度调制器，该光强度调制器根据施加到力换能器上的力来调制可注入到传感器内的光的预定强度；以及至少一个光解耦区域，具有调制强度的光可经由该光解耦区域在至少一个光导中解耦。已知传感器的缺点在于由于调制的光强度，所探测的力的准确度相对较低。
【发明内容】
本发明的目的在于提供一种医疗设备，其具有用于以改进的准确度来探测沿纵向作用于该医疗设备上的力的传感器。本发明由独立权利要求限定。有利的实施例由从属权利要求限定。
这个目的通过根据本发明的医疗设备来实现，其特征在于，该医疗设备包括光机械力换能器，光导以及光电探测器，光机械力换能器具有用于接收力的柔性部件，光导具有面对光机械力换能器的柔性部件的输出耦合(outcoupling)表面，且光电探测器探测干涉图案，该干涉图案由光导中的从光导的输出耦合表面所反射的光和光导中的从光机械力换能器的柔性部件反射的光组成。使用由从光导的输出耦合表面反射的光和从光机械力换能器的柔性部件反射的光组成的干涉图案导致对作用于医疗设备上的力的更准确的测量，因为光波长而非光强度是测量的基础，该波长是导致比光强度更准确的测量结果的参数。
WO 2006/092707A1公开了一种用于诊断或治疗器官或脉管的设备，其中可变形主体具有安置于其远端的至少两个光纤传感器，该可变形主体耦合到处理逻辑，处理逻辑被编程为响应于所探测到的光纤传感器的光学特性的变化来计算多维力向量，所述变化是由于与器官或脉管的壁组织接触所致的远端偏转引起。该力向量可用于促进直接地或使用机器人系统自动地操纵可变形主体。这种设备的力测量的准确性低于根据本发明的医疗设备中的准确性，因为围绕医疗设备的纵向轴线地扭矩造成在轴向上力的测量的干扰。而且，力并不直接由光纤传感器测量，而是将可变形主体的变形传递到光纤传感器，其中光纤传感器的感测部件(诸如布拉格光栅)安置于可变形主体内而不在医疗设备的远端内。
在根据本发明的医疗设备的实施例中，光机械力换能器的柔性部件包括接收力的突起。该突起有利地提供必须要测量的力作用其上的边界明确的区域。而且，该突起避免了待测量的力作用于力换能器之外的医疗设备的部分上而导致错误的力测量和探测。
在根据本发明的医疗设备的又一个实施例中，该力包括突起与体腔内的组织表面之间的接触力。通过这种方式，对于操作该医疗设备的人员来说，该医疗设备与组织表面的接触力是可得到的。对接触力的了解帮助此人员避免由于过度的力而对组织造成意外损伤。可选地，在医疗设备例如由机器人系统自动操作的情况下，所测量的力可由自动化系统用来实时控制医疗设备的移动从而避免组织损伤。
在根据本发明的医疗设备的又一实施例中，突起位于从光导的输出耦合表面所发出的光的路径之外。这减小了突起对力测量的任何干扰影响。
在根据本发明的医疗设备的另一实施例中，该医疗设备包括至少由柔性部件和光导的输出耦合表面所限制的封闭空间区域，用于探测环境压力与封闭空间区域内的压力之间的压差。举例而言，可使用根据此实施例的医疗设备来测量在体腔的心脏或脉管内的血压，其中环境压力是体腔内的血压。此外，也可能使用此实施例来探测突起与体腔内的组织表面之间的接触力。
在根据本发明的医疗设备的实施例中，光机械力换能器的柔性部件包括面对光导的输出耦合表面的底表面和接收力并与底表面相对的顶表面，且其中柔性部件在其外侧由安装在光导的一部分上的刚性支承部件支承。这提供力换能器的简单构造，其中柔性部件经由刚性支承部件安装于光导上，得到柔性部件相对于光导的输出耦合表面的明确的相对位置。
在根据本发明的医疗设备的再一个实施例中，光机械力换能器的柔性部件包括柔性桥连接，其由安装在光导一部分上的刚性桥支承件在每一侧支承，其中用于接收力的突起位于柔性桥连接的顶表面上。此实施例使得能够准确测量局部地作用于突起上的力，该力转移成柔性桥连接的弯曲。在柔性桥连接的每一侧上的刚性桥支承件有利地提供力换能器在光导上的稳固安装。
在根据本发明的医疗设备的另一个实施例中，光机械力换能器的柔性部件包括纤维材料，该纤维材料在柔性部件的底表面或顶表面上至少部分地涂敷有反射性材料。此实施例允许通过例如针对光纤和力换能器使用相同的材料而简化医疗设备的制造。通过在光机械力换能器的柔性部件的其中一个表面上添加反射性涂层，增加了反射光的强度，导致干涉图案的更准确的测量。反射性材料的实例包括Pt和Au。
在根据本发明的医疗设备的实施例中，至少三个光机械力换能器安装于中央细长部件的周围。这有利地提供了对作用于医疗设备上的力的空间方位的确定。如果作用于医疗设备上的力包括医疗设备与组织表面之间的接触力，那么所测量的接触力的空间方位使得能够确定医疗设备相对于组织表面的相对位置。通过这种方式，可以确定医疗设备相对于组织表面的方位以及进而角度。举例而言，通过保持每一个力换能器上的接触力充分相等，该医疗设备将基本上垂直于组织表面而定位。在自动化机器人系统用于医疗设备操作的情况下，医疗设备的移动将由机器人系统控制使得该医疗设备基于三个力换能器中每一个测量的接触力而定位于所要求的相对于组织表面的位置。
在根据本发明的医疗设备的实施例中，该医疗设备还包括用于根据干涉图案计算力的处理逻辑。该处理逻辑也可存在于医疗设备的外部且该医疗设备与任何外部设备之间的连接可经由无线连接来实施，其中该医疗设备适于能够无线连接到任何外部设备。
【附图说明】
现将参看附图进一步阐明和描述本发明的这些和其它方面，在附图中：
图1是根据本发明的实施例的力传感器的端部的透视图；
图2和图3是根据本发明的实施例的力传感器的端部的截面图；
图4a和图4b分别是根据本发明的医疗设备的端部的实施例的透视图和透视截面图；
图5、图6和图7是根据本发明的医疗设备的端部的另外的实施例的透视图；以及
图8a至图8g示出制造根据本发明的实施例的力传感器的方法的示意透视图。
附图未按照比例绘制。一般而言，在附图中相同的构件由相同的附图标记来表示。
【具体实施方式】
图1示出根据本发明实施例的力传感器100的端部的实施例的透视图。力传感器100为例如导管或内窥镜或者用于在体腔内进行诊断或治疗的任何设备的一部分。如图1所示的力传感器100的端部包括细长主体9，例如圆柱，其具有在中间的光波导1用于引导源自激光源(未图示)的光30。光波导例如可由纤维材料制成且例如可由折射率与光波导1的折射率不同的材料包围。力传感器100还包括传感器，在此情况下成形为桥状结构，具有在每一侧由刚性桥支承件21支承的柔性部件22。突起3安装于柔性部件22的顶表面24上用于接收接触力F。
图2和图3是根据本发明的实施例的力传感器100的端部的截面图且还示出力传感器100的操作。图2示出光波导1中源自激光源(未图示)的光30的第一部分31在输出耦合表面11从光波导1出射。第一反射光32包括光30的第二部分，其在输出耦合表面11反射且在光波导1中在光30的相反方向上被引导。第二反射光33包括光30的第一部分31的一部分，其在柔性部件22的底表面23处反射且通过输出耦合表面11进入光波导1。因此，光波导1在与光30的方向相反的方向上引导两个光束：从输出耦合表面11反射的第一反射光32和从柔性部件22的底表面23反射并通过输出耦合表面11进入光波导1的第二反射光33。这两个反射光束32和33组合得到干涉信号，例如，经由例如光电探测器在与力传感器100的输出耦合表面11相对的光波导1的端部探测到并测量该干涉信号，所述光电探测器将产生电压或电流信号。
图3示出当接触力F作用于突起3上时的力传感器100。接触力F由突起3与诸如软组织或动脉壁的接触表面接触而产生。接触力F在纵向或在垂直于力传感器100的方向上的分量造成柔性部件22的弯曲，导致底表面23移位成变形的底表面25以及顶表面24移位成变形的顶表面26。由于柔性部件22的移位，输出耦合表面11与柔性部件22之间的距离从底表面23变为变形的底表面25。因此，第二反射光33的路径长度发生改变，这导致第一反射光32和第二反射光33的干涉信号的改变。然后利用例如光电探测器来测量干涉信号的这种变化且将这种变化转换成移位的值。由于柔性部件22的诸如硬度这样的特性是已知的，可通过测量和计算的移位来计算接触力F的值。柔性部件22的特性被设计成使得可以测量接触力F。举例而言，如果接触力F预期在0.2牛顿与1.0牛顿之间，那么柔性部件将具有40微米的长度，25微米的宽度和20微米的厚度。柔性部件22的实施例包括例如氧化硅，其中柔性部件22的顶表面24涂敷有反射光的材料。这样的材料为例如Pt或Au，且至少涂到位于输出耦合表面11上方并与输出耦合表面11面对的顶表面24的区域上。在此情况下，光30的第一部分31的一部分将进入柔性部件22且随后从顶表面24反射并进入光波导1。而且，在此情况下，第二反射光33只是进入柔性部件22的光30的第一部分31的该部分的一小部分，例如仅4％在柔性部件22的底表面23反射。可选地，柔性部件22的底表面23的一部分可涂敷有反射性材料。
突起3的形状使得其能够接收接触力F且对应负荷在接触表面上被局部地转移，但并不损伤(例如)切开突起3所接触的接触表面。突起3的形式例如为矩形以便与软组织接触或者为锥体形以便与坚固的固体目标样本接触来将负荷局部地转移至所述组织。在两种情况下可使用的替代方案是针对突起3使用半球形。在此实例中突起3并不位于面对输出耦合表面11的顶表面24的一部分上，这减小了突起对测量的干涉信号的任何干扰作用。
图4a和图4b分别示出根据本发明的另一个实施例的力传感器110的透视图和透视截面图。在此情况下，力传感器110的柔性部件是柔性盘42，柔性盘42具有顶表面44，突起3位于顶表面44上。柔性盘42由刚性环支承件41经由诸如胶层46的辅助材料支承并安装于细长主体9上。圆柱形主体9、柔性盘42和刚性环支承件41封闭密封腔45。这使得能够测量密封腔45内的压力与密封腔45外部的压力之间的压力差。举例而言，除了测量作用于突起3上的接触力F之外，可利用此实施例来测量心脏中或在脉管内的血压。而且不带有突起3的实施例也是可能的，其中仅测量这个压差。
柔性盘42可使用微机电系统(MEMS)技术制造且然后将包括刚性环支承件41的MEMS装置对准并例如利用环氧树脂安装到细长主体9的端部。由于采用成批处理，制造起来相对廉价。
在根据本发明的实施例中，力传感器100和/或110与导管120组合，其中当导管120接触组织壁时探测接触力F，且其中也确定相对于组织壁的空间方位，如在图5中所示。出于此目的，三个力传感器100安装在由圆柱形壁4包围的纤维5旁边。在此情况下，力传感器100等距位于导管120周边的周围。力传感器100中的每一个的突起3在导管120的端平面上突出使得突起3将首先与组织壁或表面接触。通过采用三个力传感器100，能确定导管120相对于组织壁的空间方位。为此目的，对由于作用于每一个突起3上的每个接触力F所产生的电压或电流信号执行差分测量。例如可利用单个控制器来进行位置和力的读取，该单个控制器包括三个通道，每个通道分别具有内部激光源和光电探测器。
通过这种方式，给予操作导管120的人员关于抵靠诸如组织壁的目标样本加载导管120的接触力F以及导管120相对于目标样本的相对位置或空间方位的实时、瞬时和量化的信息。举例而言，导管120相对于组织壁的近似垂直位置导致这三个电压或电流信号中每个信号保持近似相等的情况。这避免了对导管120所做出测量的误解和/或由于过度力对组织造成意外损伤，例如导管120的位置倾斜或组织意外穿透。而且，偏离垂直位置可能会造成从组织表面反射，这可能会损伤身体内其它部分中的组织。在相对于组织厚度(其例如通过超声成像获知)计算用于消融术(ablation)的能量剂量的情况下，导管120相对于组织表面的方位是重要的，因为导管偏离垂直位置引入了从导管120所看到的组织厚度的变化。如果导管120相对于组织表面的角度或相对方位是已知的，那么进行消融所必须施加的能量可被校正到补偿导管120所看到的增大的组织厚度的值。举例而言，在肺静脉消融的情况下，组织中的蛋白质应在整个组织厚度上完全变性。应当指出的是带有柔性盘42的力传感器110的实施例也可应用于此实施例中。
在医疗期间必须要监视导管120与组织壁的物理接触的实例是心脏的激光消融，其需要导管120与组织壁直接接触以避免红细胞凝结。在激光消融中，重要的是执行治疗的导管120的部分与组织壁完全接触以避免凝血(由于过量的热造成)。在此情况下，重要的是要知道导管120与组织适当接触以及知道接触力F以避免归因于过度力或不当定位的组织的意外穿透。其中导管120与组织完全接触的激光消融的替代方案是采取利用流体的局部冲洗，其带走导管与治疗组织之间的红细胞。在此情况下，导管120的治疗部分的端部(例如消融纤维)在组织的一定距离上，从而限定受限空间使得相对少量的冲洗流体可以从受限空间带走血液。这可通过使用接触组织的分隔件而被动地实现，其中知道诸如导管120与组织之间的接触力F以及导管120的空间方位的参数是有利的。
测量柔性部件22的偏转所必需的光功率在0.05至0.3mW的范围中，其低得足以不损伤血细胞，且高得足以确保良好的测量准确度。细长圆柱形主体9中的光纤1的直径可小至50微米。在医疗应用中所测量的接触力F通常在0.2至1牛顿的范围，这表示力传感器100、110的鲁棒性显著较高，从而导致安全的操作。
图6示出其中力传感器100(和/或力传感器110)与消融纤维50集成到导管或内窥镜130中的本发明的实施例。可选地，导管或内窥镜130可配备电线用于RF消融或配备换能器用于HIFU(高强度聚焦超声)消融。这三个力传感器100以120度角定位于消融纤维50周边的周围。外壳6与力传感器100外接，使得导管130的大小被限制为最小。举例而言，导管的直径可小至0.30mm，其中消融纤维50的直径是0.10mm，细长圆柱形主体9的直径是0.05mm，且外壳6的厚度是0.05mm。留在外壳6、细长圆柱形主体9和消融纤维50之间的未占用空间可用作孔或腔供冲洗液体在消融期间流动以从消融路径冲走红细胞以及在过热的情况下冷却组织。此外，其给出用于集成在消融治疗期间监视环境所必需的其它传感器的空间。这样的实施例可包括温度传感器以及用于测量电信号的传感器。在另一个实施例中，腔填充有填充材料7，例如填充有环氧树脂(参看图7)。
因为不存在用于读出信号所需的金属部件，且因为不存在操作力传感器100、110所需的电信号，所以可与诸如RF和高强度聚焦超声(HIFU)组织消融这样的其它治疗技术组合地使用力传感器100、110。力传感器100、110也可嵌于多纤维导管中，例如网篮式导管中。而且，力传感器100、110可用于当故意穿透组织(例如心房间隔)时需要控制力F的应用中。同样有利的是采用力传感器100、110来将导管120、130朝向目标部位(例如，心脏)导航而不损伤动脉壁。力传感器100、110将提供导管120、130触摸动脉壁所用接触力F的实时反馈。而且，应指出的是定位和接触力感测系统是MR安全和兼容的。
可通过切割、光刻和深反应性蚀刻工艺的组合来制造力传感器100。替代方案是聚焦的离子束铣削(milling)。图8a至图8g说明了制作力传感器100的方法的实施例。第一圆柱形纤维61在第一切割箔(未图示)上安装和对准，第一切割箔在诸如半导体晶片的固体表面上，但不一定附连到该固体表面。第一切割箔例如附连到第一圆环，第一圆环具有例如大约200mm的开口。在第一圆环内部，在切割箔上对圆柱形纤维61执行切割，从而移除圆柱形纤维61的第一部分，如图8b中所示。无需保持第一切割箔在固体表面上，因为其将被转移到切割台上，其位置相对于圆形切割刀片非常精确，且环形钢环将第一切割箔锁定到固定位置。随后，第二切割箔(未图示)附连到圆柱形纤维61的相对侧，采用第二圆环(未图示)来附连第二切割箔。通过加热从圆柱形纤维61移除第一切割箔以及第一圆环。然后，第二圆环和第二切割箔被锁定到切割台上，且在圆柱形纤维61的已移除的第一部分的相对侧执行切割。结果，移除了圆柱形纤维61的第二部分，从而形成矩形突出部分62，如在图8c中所示。对于随后的加工步骤，圆柱形纤维61可保持附连到第二切割箔。替代方案是通过使用聚合物基体将圆柱形纤维61转移到晶片上，聚合物基体在制造工艺结束时可分解。接下来，通过例如金属的溅射或蒸发来施加掩膜层63，如图8d所示。通过例如聚焦离子束(FIB)在掩膜层63中制造掩膜图案64。然后，在此情况下，通过例如反应性离子蚀刻(RIE)使用掩膜图案64在突出部分62中形成矩形开口65以屏蔽圆柱形纤维61的其余部分免于RIE，如图8f所示。随后，移除掩膜图案64，得到具有桥状结构的力传感器100的一部分，其具有柔性部件22，如图8g所示。应当指出的是可选地能仅采用FIB而无需掩膜图案64。可选地可以由光阻层来替代金属掩膜层，在此情况下，FIB加工由光刻替代。
应了解，上述实施例说明本发明而非限制本发明，且本领域技术人员能够在不偏离所附权利要求书的范围的情况下设计许多可选实施例。在权利要求中，置于括号中的任何附图标记不应解释为限制该权利要求。词语“包括”并不排除除了在权利要求中所列出的元件或步骤之外的其它元件或步骤的存在。在元件之前的词语“一”并不排除多个这样的元件的存在。