CN113520318B - 一种集成oct成像和pdt的导管设计 - Google Patents

一种集成oct成像和pdt的导管设计 Download PDF

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Abstract

本发明公开了属于诊断领域的一种集成OCT成像和PDT的导管设计；其中；设置在远端导管内的集成探头与弹簧管的远端固接；从弹簧管中穿过的多芯光纤的远端安装于集成探头中，多芯光纤的近端通过导管接头与病人交互单元中的交互接头相连，接受从引擎传递过来的PDT光和OCT光；引擎内设有计算机、PDT模块、OCT模块和波分复用器，其中PDT模块发射PDT光，OCT模块发射OCT光；多芯光纤中的内芯传输OCT光，外芯传输PDT光。本发明治疗和OCT成像集成在一个导管上，并设计了易于图像配准的光路，使得PDT治疗和OCT成像能在同一根导管上完成。

Description

一种集成OCT成像和PDT的导管设计
技术领域
本发明属于诊断技术领域，具体为一种使用多芯光纤和透镜组集成光学相干断层成像(Optical Coherence Tomography,OCT)和光动力疗法(Photodynamic Therapy,PDT)，并涉及一种利用OCT图像指导PDT的方法。
背景技术
目前认为动脉粥样硬化是一种炎症性疾病，巨噬细胞以及增殖的平滑肌细胞在动脉粥样硬化发生过程中发挥了重要的作用，光动力疗法(PDT)可以对这些细胞进行特异性地消除，进而抑制动脉粥样硬化进展，并提高斑块稳定性，在预防远期心血管不良事件发生具有重要价值。PDT通过将光敏剂注射入体内后，光敏剂聚集在靶组织处，并在光的作用下通过光化学反应使组织特异性损伤或坏死，进而实现疾病的治疗。具体地，用特定波长的光对光敏剂进行照射，使光敏剂从基态跃迁到激发态，激发态的光敏剂不稳定会返回基态，在此过程中将释放能量，使组织中的氧转变成单线态氧和活性氧，并与周围分子相互作用，实现对周围组织的破坏。PDT在临床应用中具有多种优势，主要体现在：微创性、低毒副作用、靶向性、对重要器官功能损伤性低。然而对于薄纤维帽脂质斑块，PDT有可能会导致纤维帽损伤，进而增加斑块的不稳定性。因而PDT在干预动脉粥样硬化斑块进展的过程中需要对其治疗过程及结果进行评估。光学相干断层成像技术(OCT)在冠心病的介入诊疗中得到了良好的应用，广泛应用于冠心病精准诊疗及个性化治疗方案的制定，其超高分辨率可以实现对动脉粥样硬化斑块微结构的精准识别。将OCT与PDT结合应用于动脉粥样硬化的诊疗可以显著增加患者的临床获益。
PDT使用光敏剂对动脉粥样硬化斑块有选择地绑定，其产生的单态氧可以无差别地破坏光敏剂附近的细胞，例如巨噬细胞、平滑肌细胞和成纤维细胞等。然而，目前仍不能确定PDT是否影响斑块的长期稳定性。所以，对于例如薄纤维帽粥样硬化斑块等的治疗可能存在争议，因为光动力疗法可能使纤维帽进一步变薄。在PDT过程中为医生提供准确的组织结构信息，可能有助于医生对病情判断，避免激活一些特殊病变部位的光敏剂。OCT是一种成熟的腔内影像手段，可以清晰地显示管腔的结构，分辨例如薄纤维帽粥样硬化斑块等组织，可以为进一步有选择性的PDT提供精确的图像指导。
针对这一问题，我们提出了一种与OCT图像指导相对应的集成OCT成像和PDT的导管设计和工作方法，把PDT的激活光照从使用全空间的漫射光源激活整个管腔的光敏剂，改变为用指向性的光束进一步有选择性地激活低风险斑块的光敏剂，从而使医生可以考虑避开高风险的病变。
发明内容
针对背景技术中存在的问题，本发明提供了一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，包括：导管、集成探头、弹簧管、多芯光纤、病人交互单元和引擎；其中导管由近端导管、远端导管和用于连接近端导管和远端导管的伸缩部组成；设置在远端导管内的集成探头与弹簧管的远端固接；
从弹簧管中穿过的多芯光纤的远端安装于集成探头中，多芯光纤的近端通过导管接头与病人交互单元中的交互接头相连，接受从引擎传递过来的PDT光和OCT光；导管接头设置于近端导管中，导管接头夹持弹簧管并带动弹簧管旋转或轴向运动。
所述引擎内设有计算机、PDT模块、OCT模块和波分复用器，其中PDT模块与计算机和波分复用器相连，OCT模块也与计算机和波分复用器相连，PDT模块发射PDT光，OCT模块发射OCT光；
所述多芯光纤包括：由内之外依次设置的内芯、外芯、包层和缓冲层，内芯传输OCT光，外芯传输PDT光。
所述弹簧管在轴向方向上与近端导管保持相对静止，弹簧管带动集成探头旋转。
所述导管远端集成探头包括：分色器、自聚焦透镜和套筒，分色器的近端端面与多芯光纤的远端端面贴合胶接，分色器的远端端面与自聚焦透镜的近端端面贴合胶接，自聚焦透镜的远端端面为斜面，分色器内设有分色面，且分色面的朝向与斜面的朝向相同；套筒的近端与弹簧管的远端固接。
所述套筒在PDT光束和OCT光束射出的方向上设有开口。
所述PDT光束经分色面反射后扩散的张角在0.15至0.4之间。
所述分色面的角度与光纤轴线的夹角为40°。
所述斜面与光纤轴线的夹角为40°。
所述PDT光束最短照射时间Tmin为：
Figure BDA0003154451480000021
其中PDT光束的单位面积的能量为Et，功率强度It为：
Figure BDA0003154451480000022
其中，多模光纤的外芯的外径为r，数值孔径为NA＜0.2，PDT光在外芯传播的功率强度为If，导管到散射光形成位置的径向距离为d。
本发明的有益效果在于：
1.治疗和OCT成像集成在一个导管上，并设计了易于图像配准的光路，使得PDT治疗和OCT成像能在同一根导管上完成。
2.本发明还把PDT治疗中传统的漫射光源变为有指向性的光束，为精准治疗提供了基础。利用多芯光纤作为两种光的传播媒介尽可能的减小了导管的截面积。
3.提出了一种利用OCT图像指导PDT治疗的方法，仅激活低风险斑区域的光敏剂让PDT避免高风险斑块，并能精确控制PDT光照时间，可实现精准治疗。
附图说明
图1为本发明一种集成OCT成像和PDT的导管设计和工作方法实施例的结构示意图；
图2为图1在A-A`断面的断面图；
图3为本发明实施例在集成探头附近的局部结构示意图；
图4为本发明实施例中PDT光束在血管内不同的径向位置的扩散情况示意图；
图5为本发明实施例的工作流程图。
其中：100-导管，103-集成探头，104-弹簧管，105-远端导管，106-伸缩部，107-近端导管，109-导管接头，111-病人交互单元，112-引擎，113-波分复用器，114-OCT模块，115-PDT模块，116-计算机，201-多芯光纤，105-远端导管，203-内芯，204-外芯，205-包层，206-缓冲层，301-套筒，302-自聚焦透镜，303-分色器，304-分色面，305-PDT光束，306-OCT光束，307-斜面。
具体实施方式
以下结合附图对本发明作进一步的详细说明。
如图1所示的本发明实施例，包括：导管100、集成探头103、弹簧管104、多芯光纤201、病人交互单元111和引擎112；其中导管100由图中左端的近端导管107、图中右端的远端导管105和用于连接近端导管107和远端导管105的伸缩部106组成，近端导管107和远端导管105可以相对滑动，设置在远端导管105内的集成探头103固接在弹簧管104的远端，从而弹簧管104可以带动集成探头103旋转，弹簧管104在轴向方向上与近端导管107保持相对静止。
多芯光纤201的远端安装于集成探头103中，多芯光纤201的近端通过导管接头109与病人交互单元111中的交互接头110相连，接受从引擎112传递过来的PDT光和OCT光；导管接头109设置于近端导管107中，导管接头109夹持弹簧管104并带动弹簧管104旋转或轴向运动；多芯光纤201从弹簧管104中穿过，由引擎112传出的PDT光或OCT光经导管接头109和多芯光纤201传递至集成探头103并发射；OCT光被组织反射后形成散射光并携带组织的图像信息，原路回到OCT模块114中；计算机116负责控制两个模块(PDT模块115和OCT模块114)、进行图像处理以及通过特殊的软件辅助医生制定PDT治疗方案。
引擎112内设有计算机116、PDT模块115、OCT模块114和波分复用器113，其中PDT模块115与计算机116和波分复用器113相连，OCT模块114也与计算机116和波分复用器113相连，其中PDT模块115发射PDT光，OCT模块114发射和接收OCT光；他们在波分复用器113中被整合到同一根光纤(多芯光纤201)上。
如图2所示的多芯光纤201，包括：由内之外依次设置的内芯203、外芯204、包层205和缓冲层206，本实施例中所使用的内芯203是一种单模传输的信号通道，用来传输OCT光，OCT光包括成像用的激发光和携带图像信号的散射光，所使用的外芯204是一种多模传输的通道，能够传输高功率的PDT治疗光。
PDT光和OCT光可以为近红外波段内的波长范围不相重合两束光。例如PDT光可以是中心波长在600纳米至800纳米之间，-3dB带宽在±3纳米左右的，光功率在数百毫瓦至数瓦之间的光。而OCT光则可以是中心波长在1310纳米左右，-15dB带宽在±50纳米左右，光功率在1毫瓦至30毫瓦之间的光。
如图3所示的导管远端集成探头103，包括：分色器303、自聚焦透镜302和套筒301，分色器303的近端端面与多芯光纤201的远端端面贴合胶接，分色器303的远端端面与自聚焦透镜302的近端端面贴合胶接，自聚焦透镜302的远端端面为斜面307，分色器303内设有分色面304，且分色面304的朝向与斜面307的朝向相同；套筒301的近端与弹簧管104的远端固接，套筒301在PDT光束305和OCT光束306射出的方向上设有开口；
PDT光从多芯光纤的外芯204出射后进入固接在光纤上的分色器303；分色器303在分色面304处进行了镀膜处理，有选择地以超过95％的反射率反射PDT光，并以超过95％的透射率透射OCT光。分色器的其余部分是均匀介质。PDT光被反射后形成PDT光束305从导管的侧面出射，扩散的张角由多模外芯204的数值孔径决定。
另一方面，OCT光从分色面304透射后继续扩散，直至进入自聚焦透镜302。自聚焦透镜302固接在分色器303上，并在顶端磨出一个斜面307。OCT光首先在焦透镜302内被聚焦，经斜面307反射后形成OCT光束306；从斜面307发出的OCT光束306为激发光，激发光最终聚焦在导管外的一点上；设计时通过调整自聚焦透镜302的节距可以决定激发光的工作距离，即激发光的焦点到远端导管105的垂直距离，优选为1毫米；OCT光束306被血管组织反射后形成散射光，经原路返回至内芯203内。
在本实施例中，斜面307镀金属膜来保证反射效率；斜面307与光纤轴线308的夹角为40°，以减小OCT光在行进过程中的镜面反射。
在本实施例中，分色器303所使用的均匀介质为玻璃，PDT光束305经分色面304反射后扩散的张角选择在0.15至0.4之间；为了让OCT光束306和PDT光束305大致平行，把分色面304的角度也调整为与光纤轴线308的夹角为40°。
本发明中PDT光束305不经过聚焦处理，主要是让其光路传播尽量简单，因为多模光束在复杂光路中的传导行为很难约束。当血管组织和导管100的相对位置变化时，计算机116可以通过计算PDT光束305到组织的传播距离来估计实际照射到组织上的功率强度。这样做的必要性在于，比如离导管较远的组织功率强度较低，那这个组织部位就需要更多的光照时间才能让治疗效果最大化。OCT光由于是高分辨率成像，其激发光必须聚焦。
图4展示了导管出射的PDT光束在血管内不同的径向位置的扩散情况。导管100在管腔内不一定是居中的，而且血管壁401在病变区域的横截面也很可能不是规则的形状。这就造成了导管100离一些病变位置比较远，光功率强度低，比如第一径向位置402；离另一些病变位置比较近，光功率强度高，比如第二径向位置403；而散射光传回的OCT图像指导的意义包括通过估计不同径向位置的光功率强度，计算出在各个径向位置光照所需的最短时间。
如图5所示的本实施例工作方法为：
在步骤1之前，推送导管100，将集成探头103送至需要扫描位置附近。
步骤1、第一次旋转回拉探头，获取OCT图像并分析：
计算机116中的系统先对病人交互单元111发出指令，进行第一次旋转回拉探头，发射OCT光并旋转对管腔进行一次OCT三维成像；计算机116获得散射光携带的图像后对血管腔表面的图像和导管的图像进行识别，从而建立了血管腔和导管壁的空间模型；同时计算机进一步识别OCT图像中的组织类型，并提交医生复查确认；例如在散射光携带的图像中发现支架内再狭窄和内皮增厚，则可以利用PDT延缓内皮增厚的速度。
步骤2、计算第二次旋转回拉探头的路径与时间：
当计算机收到了需要对PDT的病变组织位置进行确认的信息后，计算机根据这些位置和导管的距离计算需要的光照时间，并进一步规划一个探头行进的路径，保证所有待治疗的位置都获得足够的光照时间。
在步骤2中，计算血管壁上一个特定位置所需要的光照时间时，已知多模光纤的外芯外径为r，数值孔径为NA，PDT光在外芯传播的功率强度为If，导管到散射光形成位置的径向距离为d，则散射光形成位置被PDT光束照射时的功率强度It可以近似为：
Figure BDA0003154451480000051
需要补充说明的是，功率强度It的近似公式忽略了内芯对PDT光的影响，这是因为内芯的面积通常比外芯面积小两个数量级左右。如果多模外芯204的数值孔径NA的值不大，比如小于0.2，公式可以进一步近似为：
Figure BDA0003154451480000052
如果达到理想的PDT光束的单位面积的能量为Et，则PDT光束向该径向位置需要的最短照射时间Tmin为：
Figure BDA0003154451480000053
步骤3、第二次旋转回拉探头，进行PDT治疗：
计算机对病人交互单元111发出指令，控制集成探头103轴向的行进速度和旋转速度，以及PDT光的开关时间来完成既定的行进路径，完成PDT治疗。
在步骤3之前，在PDT治疗前进行静脉注射或者是冠脉附件的局部注射的方式在需要进行PDT治疗的位置附近注入光敏剂；在此过程中无需移动导管100。

Claims (8)

1.一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，包括：导管(100)、集成探头(103)、弹簧管(104)、多芯光纤(201)、病人交互单元(111)和引擎(112)；其中导管(100)由近端导管(107)、远端导管(105)和用于连接近端导管(107)和远端导管(105)的伸缩部(106)组成；设置在远端导管(105)内的集成探头(103)与弹簧管(104)的远端固接；
从弹簧管(104)中穿过的多芯光纤(201)的远端安装于集成探头(103)中，多芯光纤(201)的近端通过导管接头(109)与病人交互单元(111)中的交互接头(110)相连，接受从引擎(112)传递过来的PDT光和OCT光；导管接头(109)设置于近端导管(107)中，导管接头(109)夹持弹簧管(104)并带动弹簧管(104)旋转或轴向运动；
所述导管远端集成探头(103)包括：分色器(303)、自聚焦透镜(302)和套筒(301)，分色器(303)的近端端面与多芯光纤(201)的远端端面贴合胶接，分色器(303)的远端端面与自聚焦透镜(302)的近端端面贴合胶接，自聚焦透镜(302)的远端端面为斜面(307)，分色器(303)内设有分色面(304)，且分色面(304)的朝向与斜面(307)的朝向相同；套筒(301)的近端与弹簧管(104)的远端固接。
2.根据权利要求1所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述引擎(112)内设有计算机(116)、PDT模块(115)、OCT模块(114)和波分复用器(113)，其中PDT模块(115)与计算机(116)和波分复用器(113)相连，OCT模块(114)也与计算机(116)和波分复用器(113)相连，PDT模块(115)发射PDT光，OCT模块(114)发射OCT光；
所述多芯光纤(201)包括：由内之外依次设置的内芯(203)、外芯(204)、包层(205)和缓冲层(206)，内芯(203)传输OCT光，外芯(204)传输PDT光。
3.根据权利要求1所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述弹簧管(104)在轴向方向上与近端导管(107)保持相对静止，弹簧管(104)带动集成探头(103)旋转。
4.根据权利要求1所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述斜面(307)与光纤轴线的夹角为40°。
5.根据权利要求1所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述套筒(301)在PDT光束(305)和OCT光束(306)射出的方向上设有开口。
6.根据权利要求5所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述PDT光束(305)经分色面(304)反射后扩散的张角在0.15至0.4之间。
7.根据权利要求1或6之一所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述分色面(304)的角度与光纤轴线的夹角为40°。
8.根据权利要求5或6之一所述的一种集成OCT成像和PDT的导管设计，其特征在于，所述PDT光束最短照射时间Tmin为：
Figure FDA0003459920160000021
其中PDT光束的单位面积的能量为Et，功率强度It为：
Figure FDA0003459920160000022
其中，多模光纤的外芯的外径为r，数值孔径为NA＜0.2，PDT光在外芯传播的功率强度为If，导管到散射光形成位置的径向距离为d。
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