引导的光动态治疗的制作方法

引导的光动态治疗的制作方法
【专利摘要】一种光动态治疗（PDT)系统，其具有加长的介入式设备（IDV)，所述加长的介入式设备（IDV)具有光纤（F1、F2、F3)的束，所述光纤（F1、F2、F3)的束形成能够单独访问的相应的光出射口。所述束具有光学形状感测纤维（0SS)(例如，包括纤维布拉格光栅），所述光学形状感测纤维（0SS)被布置为感测所述光出射口的位置和取向（P—0)。处理器执行控制算法，所述控制算法生成光剂量信号（LDS)，以允许相应地生成去往所述多个光纤（FI、F2、F3)的光输出（LD1、LD2、LD3)。所述控制算法响应于所确定的光出射口的位置和取向(P—0)、以及由第一图像模态（II)(例如，X-射线、MRI、CT、超声或PET-CT)所获得的三维身体解剖图像信息，来生成所述光剂量信号（LDS)。该组合允许在对结缔组织的破坏最小的情况下用于PDT处置的光剂量分布的精确应用。在实施例中，所述控制算法将关于所述身体组织中的光敏剂分布的图像信息（12)作为输入。所述控制算法还可以将关于所述身体组织中的氧浓度的图像信息（13)作为输入。这两个输入允许更精确的PDT光应用。
【专利说明】引导的光动态治疗

【技术领域】
[0001] 本发明涉及医学设备或仪器的领域。更具体地，本发明涉及一种用于光动态处置 的医学仪器和方法。

【背景技术】
[0002] 光动态治疗（PDT)通过光敏剂分子的组合来处置肿瘤，所述光敏剂分子被肿瘤细 胞优先吸收并且被光照亮。光激励光敏剂分子以通过形成杀死肿瘤细胞的带负电的单线态 氧而变成活性根。PDT是一种非常有吸引力的疗法，这是因为其在摧毁肿瘤细胞的同时使得 结缔组织完好无损。
[0003] 利用TOT难以控制并测量组织中的光敏剂药物的浓度。毒性反应需要药物、氧（肿 瘤常常是含氧量低的）以及光。为了提供药物，具有口服、静脉注射以及局部给予（注射到 肿瘤中）的构思。PDT涉及的问题是难以通过适当的方式给予所要求的光剂量。太少的光 将保护结缔组织，但也使肿瘤细胞未受影响，而太多的光将导致结缔组织的损伤。
[0004] 例如，PDT对于前列腺癌的处置是最重要的，这是因为该疾病久治不愈，但是能够 显示转为严重的病变并需要将其破坏--这要求可重复的治疗。相比之下，外部射束（光 子和离子）治疗和短程治疗在所有组织中留下不可逆的永久损伤，并且致使组织边界不可 见，这对于外科医生而言在规划的后续外壳手术的情况下是一个问题。PDT也能够有利地应 用于口腔、食道、肺以及子宫颈中的癌症的处置。其也可以用于乳腺癌的处置。
[0005] WO 2008/062000A1公开了一种PDT处置方法，其中，在处置之前完成处置参数的 测量，并且在处置步骤之后更新处置参数的测量。因此，所述方法遭受在处置期间的光给予 的不良控制的损害。


【发明内容】

[0006] 提供一种能够在处置期间精确控制光剂量给予的PDT系统和方法是有利的。
[0007] 在第一方面中，本发明提供一种PDT系统，所述PDT系统包括：
[0008] -介入式设备，其包括具有分布式的纤维末端的多个光纤的束，所述分布式的纤维 末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上发射光，其中，所述束包括 光学形状感测纤维，所述光学形状感测纤维被布置为感测所述纤维末端的位置和取向，
[0009] -光学控制台，其被布置为连接到所述多个光纤，并且被布置为单独生成响应于光 剂量信号而去往所述多个光纤的可控制的光输出，
[0010]-位置控制台，其被布置为连接到所述光学形状感测纤维，并且被布置为，基于应 用于所述光学形状感测纤维的光学测量结果，来确定所述介入式设备的纤维末端的位置和 取向，以及
[0011]-处理器，其被布置为执行控制算法，以便生成所述光剂量信号，以允许所述光学 控制台来相应地生成去往所述多个光纤的光输出，其中，所述控制算法响应于以下而生成 所述光剂量信号：
[0012] -来自所述位置控制台的所述纤维末端的位置和取向，以及
[0013] -通过第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息，所述第一图像模态能够在身 体内部的不同解剖组织之间进行区分。
[0014] 这样的PDT系统是有利的，这是因为它允许用于靶体积（例如，肿瘤）中的用于 PDT处置的光的精确给予，其中，在所述靶体积中已经插入介入式设备。当系统位于体内， 优选地，位于肿瘤中时，通过将光强度的模式应用于个体光纤，系统允许控制算法基于介入 式设备的光出射口的实际位置来确定最优的光分布模式。光学形状感测纤维（例如，使用 纤维布拉格光栅）允许位置和取向的精确三维追踪，这是因为如本领域所已知的，能够确 定光纤形状感测纤维的弯曲以及围绕所述光纤形状感测纤维的纵轴的旋转。光应用纤维和 位置追踪传感器能够被集成到一个单个的加长的介入式设备中。考虑光出射口的实际位置 和取向以及（通过实时成像在PDT处置期间获得的、或者在PDT处置之前获得的）能够在 三维身体解剖图像信息中识别的肿瘤的形状，控制算法（例如，通过应用光漫射模型）有可 能确定从介入式设备得到的光模式，同时尽可能地保全结缔组织，所述介入式设备将引起 对肿瘤的最有效的PDT处置。例如，这能够通过以下操作来获得：首先确定针对最佳的可能 的PDT效应的最优光剂量分布，然后确定具有针对多个光纤中的每个光纤的个体光强度值 的光剂量信号，以便提供从介入式设备得到的光剂量分布，所述介入式设备尽可能地接近 最优光剂量分布。
[0015] 在一些实施例中，控制算法被布置为，如果计算结果指示能够获得如下位置和取 向：在所述位置和取向处，光在肿瘤中有更好的覆盖度，并且还有可能保全更多的结缔组 织，则确定介入式设备的更优选的位置和取向。以此方式，操作者能够在执行PDT处置之前 相应地改变介入式设备的位置和取向。
[0016] PDT系统可应用于多个医学应用中，可应用的不全面的疾病列表为：前列腺癌、以 及在口腔、食道、肺以及子宫颈中的癌症。所述PDT系统也可以用于乳腺癌的处置。所有这 些应用将受益于精确的光剂量给予，能够利用根据第一方面的系统来实现所述精确的光剂 量给予，这样能够将有效的肿瘤处置与结缔组织的保全相结合。
[0017] 在优选实施例中，控制算法被布置为，基于纤维末端的位置和取向，并且基于对涉 及针对多个纤维末端的光发射方向模式的了解，生成具有针对多个光纤中的每个光纤的个 体光强度信息的光剂量信号，以便从介入式设备获得空间光模式，所述空间光模式与三维 身体解剖图像中识别的靶体积相匹配。通过控制来自光纤末端中的每个光纤末端的光分量 的混合的强度来生成组织（例如，肿瘤）中的所期望的光强度分布。例如，能够使用两个或 更多个束，更优选地使用5个或更多个束，更优选地使用10个或更多个束（例如，10-30)， 或者有可能使用甚至更多的光纤，以便允许详细的三维光分布模式，从而允许与给定肿瘤 形状有良好的匹配。
[0018] 在一个实施例中，光纤的束被设计为产生非旋转对称光分布，从而允许通过介入 式设备的旋转来形成更优化的光分布。
[0019] 控制算法优选包括应用光漫射建模，例如，考虑身体组织。
[0020] 第一图像模态能够是诸如：X-射线、磁共振成像（MRI)、计算机断层摄影（CT)、超 声、或正电子发射断层摄影-计算机断层摄影（PET-CT)。然而，只要有可能从结缔组织中辨 别出靶体积（例如，肿瘤），就能够使用其他模态。
[0021] 控制算法可以被布置为响应于由第二图像模态获得的图像信息来生成光剂量信 号，其中，所述图像信息是关于身体组织中的光敏剂的分布。第二图像模态能够是例如：MR 谱、19F磁共振成像（MRI)、核正电子发射断层摄影（PET)成像、核单光子发射计算机断层摄 影（SPECT)成像、以及磁性粒子成像。利用该额外的输入，控制算法能够考虑已经给予的光 敏剂的不均匀分布，并且相应地设计针对最佳的有可能的PDT效应的最优光剂量分布。 [0022] 控制算法可以被布置为响应于由第三图像模态获得的图像信息来生成光剂量信 号，其中，所述图像信息是关于身体组织中的氧的浓度。第三图像模态可以是例如：氟硝基 咪唑正电子发射断层摄影（FMIS0-PET)或磁共振成像（MRI)。利用该额外输入，控制算法 能够考虑肿瘤和结缔组织中的氧水平的实际分布，这影响PDT效率。因此，控制算法还具有 另一输入，所述另一输入允许相应地改进针对最佳可能的PDT效应的最优光剂量分布的设 计。
[0023] 如已描述的，在一些实施例中，控制算法可以被布置为，基于纤维末端的实际达到 的位置和三维身体解剖图像信息，来确定与经识别的靶体积有关的介入式设备的规划位 置。因此，在能够预测介入式设备的经改变的位置或取向能够提供更好的光分布的情况下， 控制算法能够确定这样的位置和取向，并且能够相应地向操作者提供输出。
[0024] 在一些实施例中，控制算法包括应用动态光组织模型，所述动态光组织模型用于 计算作为温度依赖的局部光属性、光敏剂浓度以及身体组织中的氧浓度的函数的光分布。 通过提供这样的优选实时更新的动态模型，能够进一步改进最优光剂量分布的设计。特别 地，动态光组织模型可以包括在每个时间步骤处更新以下各项中的一项或多项 ：
[0025] 1)基于实际光学属性的静态光分布，和基于光敏剂浓度和氧浓度产生的毒性，
[0026] 2)基于光漫射计算的热扩散计算，
[0027] 3)损伤的总计算，
[0028] 4)由于温度变化而引起的光学属性的变化，
[0029] 5)光敏剂浓度的变化，以及
[0030] 6)氧浓度的变化。
[0031] 在特定实施例中，针对每个时间步骤来更新1)_6)中的全部。
[0032] 在优选实施例中，光学形状感测光纤包括光纤布拉格光栅（FBG)，以便允许位置控 制台追踪光纤束的三维形状，并且相应地确定光纤末端的位置和取向。FBG的这种用途和合 适的光学测量信号的应用是已知的。在目前的应用中，应当理解，光学形状感测纤维（多个 纤维）优选被放置成与光纤有关，使得光学形状感测纤维（多个纤维）与光纤束一起弯曲 并围绕纵轴旋转。以此方式，获得感测的位置及取向、与光出射口的实际位置及取向之间的 良好匹配。例如，光学形状感测纤维（多个纤维）能够被集中布置为，围绕光学形状感测纤 维（多个纤维）对称地或非对称地布置多个光纤。
[0033] 在一些实施例中，介入式设备包括光强度传感器。这允许在处置期间对实际光强 度的控制算法的输入，例如，允许一个或多个相关联的光应用设备的使用。特别地，控制算 法可以被布置为响应于从光强度传感器接收的信息来生成光剂量信号，以便将来自介入式 设备的光分布调整为由相关的附加光源应用的光。
[0034] 在一些实施例中，光学控制台被布置为调谐去往光纤的光波长，和/或能够使用 的多个波长，从而能够获得光敏剂的照明改善，其中，所述多个波长提供进入组织的不同穿 透深度。
[0035] 应当理解，用于PDT处置的光类型和所使用的光敏剂的类型在本领域中是已知 的。
[0036] 控制算法能够被实现为软件程序，所述软件程序被布置为在合适的处理器系统或 计算机上执行。
[0037] 介入式设备的尺寸和形状（诸如光纤的厚度和数目）被理解为被选定用于给定的 应用。
[0038] 在第二方面中，本发明提供一种PDT处置方法，所述PDT处置方法包括：
[0039] -在身体中提供介入式设备，所述介入式设备包括具有分布式纤维末端的多个光 纤的束，所述分布式纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上 发射光，并且光学形状感测纤维被布置为感测纤维末端的位置和取向，
[0040] -通过将光学测量结果应用于光学形状感测纤维来确定纤维末端的位置和取向，
[0041] -提供由第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息，所述第一图像模态能够在 身体内部的不同解剖组织之间进行区分，以及
[0042]-响应于纤维末端的位置和取向以及三维身体解剖图像信息，来单独地生成去往 多个光纤的光输出。
[0043] 应当理解，第一方面的相同的优点和实施例也应用于第二方面。总体而言，可以在 本发明的范围内以任何可能的方式组合并耦合第一方面和第二方面。参照下文描述的实施 例，本发明的这些方面和其他方面、特征和/或优点将是显而易见的并且得到阐明。

【专利附图】

【附图说明】
[0044] 参照附图，仅通过示例的方式，将描述本发明的实施例，在附图中，
[0045] 图1示出了本发明的roT系统的实施例的框图，
[0046] 图2示出了介入式设备实施例的顶端的3-D视图，
[0047] 图3a_3c示出了 FBG的功能，
[0048] 图4示出了具有3个纤芯和分布式FBG的结构，以及
[0049] 图5示出了 PDT方法实施例的步骤。

【具体实施方式】
[0050] 图1示出了根据本发明的PDT系统实施例的简单框图。以加长的针、导管、内窥镜 等形式的介入式设备IDV被布置为插入要用PDT进行治疗的患者的身体（例如，肿瘤）内。 介入式设备IDV包括光纤F1-F3的束，所述光纤F1-F3在一个末端是可单独访问的，而在相 反的末端其具有充当光出射口的纤维末端。光纤F1-F3是在空间中分布的，并且具有用于 在不同方向上分布光（由虚线箭头指示）的纤维末端，所述不同方向上的光允许来自纤维 末端的光的混合体，以生成所得到的复杂光分布。为了图示的目的，仅示出3个光纤F1-F3， 但是在实际应用中能够使用任何两个或更多个数目（例如，5-10、10-30、或能够使用甚至 更多个）纤维，从而允许生成适于向复杂肿瘤形状提供光的复杂光分布。
[0051] 优选基于纤维布拉格光栅的一个或多个光学形状感测纤维0SS也被集成到介入 式设备IDV中。通过从其他应用了解的方式，位置控制台PCS与光学形状感测纤维（多个 纤维）OSS相连接，以便确定弯曲和围绕其纵轴的旋转。以此方式，由于OSS在结构上与光 纤F1-F3链接，因此能够确定光纤F1-F3的光出射口的位置和取向。因此，能够在位置控制 台PCS中确定光出射口的实际3-D位置和取向，并且能够以位置和取向信号P_0的形式将 光出射口的实际3-D位置和取向应用于处理器P。
[0052] 处理器P(例如，通用计算机或专用处理器系统）执行具有光剂量规划软件形式的 控制算法CTLA，其中，所述光剂量规划软件采用位置和取向信号P_0作为输入。在所示的实 施例中，控制算法CTLA还采取以下各项作为输入：
[0053] -三维身体解剖图像信息II，其由第一图像模态获得，例如，能够在身体内部的不 同解剖组织之间进行区分。因此，该图像II优选包括允许识别肿瘤形状的信息，即，针对用 于PDT处置的光应用的靶体积。第一图像模态能够是：X-射线、MRI、CT、超声以及PET-CT。 存在基于这样的图像信息II来可靠地勾画出肿瘤的已知图像处理方法。
[0054] -图像信息12,其由第二图像模态获得，是关于身体组织中的光敏剂的分布。该分 布影响最优的光剂量，从而对于提供光剂量分布是重要的。第二图像模态能够是:MR谱、 19F MRI、核PET成像、核SPECT成像以及磁性粒子成像。
[0055] -图像信息13,其由第三图像模态获得，涉及身体组织内的氧浓度。在PDT处置中， 组织中的氧也影响要被应用的最优的光，因此对于控制算法CTLA而言，考虑设计要应用的 光剂量是重要的。第三图像模态可以是例如：FMIS〇-PET和MRI。
[0056] 基于所描述的输入II、12、I3、P_0,控制算法CTLA应用各种光漫射模型，所述各种 光漫射模型涉及针对PDT处置区域内的各种类型的组织的所估计的光学参数。在响应时， 控制算法CTLA生成具有光分布信号LDS形式的光分布模式给光学控制台0CS，所述光学控 制台0CS在响应时生成个体的光强度LD1、LD2、LD2到相应的光纤？1、？2{3，然后所述光纤 FI、F2、F3生成从介入式设备IDV的顶端得到的光分布模式。利用与介入式设备IDV的光 出射口的精确知识相结合的输入11、12、13,有可能应用与用于具有给定形状和尺寸的肿瘤 的最优PDT处置的经规划的光模式相匹配的光，同时保全结缔组织。
[0057] 为了确定针对每个纤维FI、F2、F3的光学光输出，在一个实施例中的控制算法 CTLA的功能如下。从三维身体解剖图像信息II 了解肿瘤的形状。从位置控制台PCS 了解 纤维末端的位置？_0。使用在肿瘤组织中和周围的光分布的蒙特卡洛（MC)建模（从例如查 找表中知道的作为波长的函数的光学参数光吸收和散射），有可能计算纤维末端的光输出 的强度必须是多少，以便使得在肿瘤中的所有位置处具有PDT处置所需要的光学强度，考 虑肿瘤内部的组织异质性、组织氧合作用和/或局部光敏剂分布的知识，如果这些信息是 可获得的话（例如，通过合适的成像途径）。前向MC计算得出沉积能量和光分布作为光学 属性和在给定的输入光分布处的组织中的位置的函数，并且能够计算由该光分布与氧分布 和光敏剂分布的交互作用所产生的毒性。然后，能够通过以这样的方式改变输入光分布来 确定所需要的光分布，以便将局部组织光分布和毒性匹配到所需要的光分布和毒性。
[0058] 在以下文献中能够找到关于光分布模型的信息：T. J. Farrell、M. S Patterson和 Β· Wilson的"A diffusion theory model of spatially resolved, steady-state diffuse reflectance for noninvasive determination of tissue optical properties in vivo"，Med. Phys. 19 (1992)，p879,以及 E.M.C.Keijzer 的"Light transport for medical laser treatments"，PhD Thesis Technical University Delft，1993。
[0059] 在PDT处置期间，光分布由于变化的光学属性、温度而发生变化，而毒性随着可获 得的氧分布和光敏剂分布而变化。这要求动态模型保持最优的光处置。因此，在一些实施 例中，控制算法CTLA被布置为针对每个时间步骤的计算结果提供这样的动态更新。在这样 的动态更新的特定实施例中，在每个时间步骤中完成以下更新：
[0060] 1.基于实际光学属性的静态光分布，基于光敏剂和氧浓度而产生的毒性。
[0061] 2.使用来自MC计算结果的沉积能量和光分布作为输入的热分布步骤。
[0062] 3.使用阿列纽斯（Arrhenius)常数的损伤的总计算。
[0063] 4.由于改变的温度而引起的光学属性的变化。
[0064] 5.光敏剂浓度的变化。
[0065] 6.氧浓度的变化。
[0066] 7.从步骤1进行时间步骤重复。
[0067] 图2示出了介入式设备实施例的顶端的3-D视图。光纤F1、F2、F3的束（10个单 个光纤是可见的）从它们的纤维末端传递光。将纤维末端被形成角度以便在不同方向上发 射光（由虚线箭头示出）。将光纤FI、F2、F3围绕中心光学形状感测纤维0SS放置在多个 层或环中。将光纤F1、F2、F3被放置为使其纤维末端从而其光出射口沿着束顶端处的某个 长度放置在所有方向上的不同斑点处。光传递纤维可以具有成角的输出表面。
[0068] 在与顶端相反的末端中，光纤FI、F2、F3是单独可访问的，因此个体光强度能够应 用于光纤FI、F2、F3。因此，光应用是在每个纤维的末端处的有效可变光源，这样允许当在 肿瘤中插入介入式设备时动态地产生3-D光剂量体积，还利用纤维末端的旋转自由度和轴 向位置。除了强度，还能够改变每个纤维FI、F2、F3中的光波长，从而影响其进入组织的依 赖于波长的穿透度--假设能够利用一定范围的波长来实现光毒性。
[0069] 优选通过使用纤维布拉格光栅，对光学形状感测纤维0SS的功能进行如下解释。
[0070] 图3a_图3c用于描绘在光学形状感测纤维0SS中的纤维布拉格光栅（FBG)的使 用，所述光学形状感测纤维0SS能够用于实时追踪介入式设备的三维形状。根据现有技术 已知：能够利用具有集成的FBG的三个或更多个纤维来实时追踪纤维的3-D形状。
[0071] FBG是光纤的短段，所述光纤的短段反射具体波长的光，并且传送所有其他波长的 光。这通过添加纤芯中的折射率的周期性变化来实现，所述纤芯中的折射率的周期性变化 形成特定波长的介质镜。因此，能够使用FBG作为内联光纤来阻断某些波长，或作为特定波 长的反射器。
[0072] 在FBG的操作背后的基本原理是在反射率不断变化的多个界面中的每个界面处 的菲涅尔（Fresnel)反射。对于一些波长，各个时期的反射光是彼此同相的，使得针对反射 存在相长干涉（constructive interference),因此针对传输存在相消干涉。
[0073] 图3a示出了具有位于具有另一折射率nl的纤维之内的纤芯FC的光学形状感测 纤维0SS。纤芯FC的折射率沿着其长度而变化，即位于n2与n3之间，如以黑色和白色所 示，并且所述纤芯FC的折射率也在图3b的图表中示出，描绘了沿着纤芯的纤芯折射率。在 图3c中，示出针对宽带输入信号Ip的光谱响应，其被分裂到纤芯中的发射的Tr分量和反 射的Rfl分量。这三张图描绘了功率P与信号波长λ之间的关系。如图所示，在所发送的 光谱Tr中，观察到特征波长处的下降，而在反射光谱中，看到相反的效应，S卩，在特征波长 λ B附近的峰。
[0074] 布拉格波长对应力和温度是敏感的。这意味着布拉格光栅能够用作纤维光学传 感器中的感测元件。在FBG传感器中，被测变量引起布拉格波长的位移Λλ Β。由以下公 式近似给出由于所应用的应力（ε)和温度的变化（ΛΤ)而引起的布拉格波长的相对位移 Δ λ Β/ λ Β :
[0075]

【权利要求】
1. 一种光动态处置系统，包括： -介入式设备（IDV)，其包括具有分布式纤维末端的多个光纤（F1、F2、F3)的束，所述分 布式纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方向上发射光，其中，所 述束包括光学形状感测纤维（OSS)，所述光学形状感测纤维（OSS)被布置为感测所述纤维 末端的位置和取向， -光学控制台（OCS)，其被布置为连接到所述多个光纤（F1、F2、F3)，并且被布置为响应 于光剂量信号（LDS)，单独生成去往所述多个光纤的能控制的光输出（LD1、LD2、LD3)， -位置控制台（PCS)，其被布置为连接到所述光学形状感测纤维（OSS)，并且被布置为， 基于应用于所述光学形状感测纤维（OSS)的光学测量结果，来确定所述介入式设备（IDV) 的所述纤维末端的位置和取向（P_〇)，以及 -处理器（P)，其被布置为执行控制算法（CTLA)，以便生成所述光剂量信号（LDS)，以允 许所述光学控制台（OCS)相应地生成去往所述多个光纤（F1、F2、F3)的光输出（LD1、LD2、 LD3)，其中，所述控制算法（CTLA)响应于以下各项来生成所述光剂量信号（LDS): -来自所述位置控制台的所述纤维末端的位置和取向（P_〇)，以及 -通过第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息（II)，所述第一图像模态能够在身 体内部的不同解剖组织之间进行区分。
2. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)被布置为生成 具有针对所述多个光纤（F1、F2、F3)中的每个光纤的个体光强度信息的光剂量信号（LDS)， 以便获得来自所述介入式设备（IDV)的空间光模式，所述介入式设备（IDV)基于所述纤维 末端的所述位置和所述取向（P_〇)，并且基于关于针对所述多个纤维末端的光发射方向模 式的知识，对所述三维身体解剖图像（II)中识别的靶体积进行匹配。
3. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)包括应用光漫 射建模。
4. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述第一图像模态是从X-射线、MRI、 CT、超声以及PET-CT中选择的。
5. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)被布置为，响应 于由第二图像模态获得的图像信息（12)生成所述光剂量信号（LDS)，所述由第二图像模态 获得的图像信息（12)涉及所述身体组织中的光敏剂的分布。
6. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述第二图像模态是从MR谱、19F MRI、核PET成像、核SPECT成像以及磁性粒子成像中选择的。
7. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)被布置为，响应 于由第三图像模态获得的图像信息（13)来生成所述光剂量信号（LDS)，所述由第三图像模 态获得的图像信息（13)涉及所述身体组织中的氧浓度。
8. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述第三图像模态是从FMISO-PET和 MRI中选择的。
9. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)被布置为，基于 所述纤维末端的实际达到的位置（P_〇)和所述三维身体解剖图像信息（II)，来确定与所识 别的靶体积有关的所述介入式设备的规划位置。
10. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)包括应用动态 光组织模型来计算作为所述身体组织中的温度依赖的局部光学属性、光敏剂浓度以及氧浓 度的函数的光分布。
11. 根据权利要求10所述的光动态处置系统，其中，所述动态光组织模型包括在每个 时间步骤处更新以下各项中的一项或多项： 1) 基于实际光学属性的静态光分布，和基于光敏剂浓度和氧浓度而产生的毒性， 2) 基于光漫射计算的热扩散计算， 3) 损伤的总计算， 4) 由于温度变化而引起的光学属性的变化， 5) 光敏剂浓度的变化，以及 6) 氧浓度的变化。
12. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述光学形状感测纤维（OSS)包括 光纤布拉格光栅，以便允许所述位置控制台（PCS)追踪光纤（F1、F2、F3)的所述束的三维形 状，并且相应地确定所述纤维末端的所述位置和所述取向（P_〇)。
13. 根据权利要求1所述的光动态处置系统，其中，所述介入式设备包括光强度传感 器。
14. 根据权利要求13所述的光动态处置系统，其中，所述控制算法（CTLA)被布置为响 应于从所述光强度传感器接收的信息来生成所述光剂量信号（LDS)，以便使来自所述介入 式设备的光分布调整为由相关联的额外光源应用的光。
15. -种光动态处置方法，包括： -在身体中提供（P_IDEV)介入式设备，所述介入式设备包括具有分布式纤维末端的多 个光纤的束，所述分布式纤维末端形成相应的光出射口，所述光出射口被布置为在不同方 向上发射光，并且光学形状感测纤维被布置为感测所述纤维末端的位置和取向， -通过将光学测量结果应用于所述光学形状感测纤维，来确定所述纤维末端的位置和 取向（D_PS)， -提供由第一图像模态获得的三维身体解剖图像信息（II)，所述第一图像模态能够在 所述身体内部的不同解剖组织之间进行区分，以及 -响应于所述纤维末端的所述位置和所述取向、以及所述三维身体解剖图像信息，来单 独生成C_LD去往所述多个光纤的光输出。
【文档编号】A61N5/06GK104220131SQ201380016763
【公开日】2014年12月17日 申请日期:2013年3月26日 优先权日:2012年3月27日
【发明者】M·H·库恩, C·C·J·米泽尔, B·H·W·亨德里克斯, G·W·吕卡森 申请人:皇家飞利浦有限公司