CN101410069B - 使用适形激光治疗过程向样本的至少一个部分提供电磁辐射的方法和系统 - Google Patents

Abstract

根据本发明的一个示例性实施例，可以提供一种用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的方法和系统。例如，可以向该部分提供激光辐射的束，而束的横截面面积是所述至少一个部分的整个面积的至多约1/10。可以(a)基于预定图案、(b)在调制激光辐射的波长之时和/或(c)在监视激光辐射的施加深度之时向该部分施加束。

Description

使用适形激光治疗过程向样本的至少一个部分提供电磁辐射的方法和系统

相关申请的交叉引用 

本申请基于申请日为2006年2月1日的美国专利申请60/764,622和申请日为2006年6月1日的美国专利申请60/810,869并且要求对这些申请的优先权，其全部公开内容通过引用结合于此。 

关于联邦赞助研究的声明 

本发明是按照美国军方合作协议部门(DAMD)授予的第17-02-2-0006号合同在美国政府支持之下完成的。因此，美国政府享有本发明的某些权利。 

技术领域

本发明涉及使用适形激光治疗过程对于在样本的至少一个部分中施加至少一个电磁辐射进行控制的系统和方法。 

背景技术

将激光用于消融或者热破坏患病组织是已知的，并且主要地由于可能实现附带损伤最少的精确局部效果而有时是优选的。然而在实践中激光治疗对于在比如处理早期上皮癌及其前体这样的某些临床应用中的使用而言并不那么理想。对于这些应用，激光治疗的问题之一在于不能准确地控制和引导处理深度，从而导致由于不完全治疗造成的疾病复发或者与过度激进处理关联的并发症。 

上皮癌：诊断和处理 

人们普遍寻求用于在早期识别和处理癌的方法和技术以提供用以显著地减少与转移关联的发病率和死亡率的可能。由于上皮癌和前体损害常常是病灶性的并且可能非均匀地广域分布，所以灵敏诊断要求极高。应当在可能超过十亿个细胞的场域中以单细胞的尺寸标度实施诊断。 

上皮癌也对治疗提出了挑战。由于它们是浅表性的，所以常常可以通过使用入侵最少的导管或者内窥镜来接近上皮损害。然而治疗上的挑战在于全面地杀死、切除或者消融整个损害而不损伤下层或者邻近组织。这之所以特别具有挑战性是因为疾病的深度以及甚至正常上皮层的厚度可能变化相当大。此外，上皮组织顺应性强而治疗仪器可能造成明显压缩。因此，被设计用来影响组织至固定深度的治疗的风险在于处理不足而造成复发，或者风险在于过度处理而可能导致明显并发症。 

巴雷特食管 

如在下文标识的出版物1中所述，巴雷特食管(BE)的重要性主要地基于这一疾病的流行、它的发生率的快速增加以及对于患有高度不典型增生和腺癌的患者的悲观预后。当前大多数意见(如在下文标识的出版物2和3中所述)认为，以受控方式全面破坏BE以及抗返流处理造成鳞状再生，并且认为持续的返流控制阻止了BE的返回。挑战在于实现病理粘膜的全面取出而又保存食管壁的下层组织。不完全处理可能造成掩盖下层病理的磷状过度生长。过度激进治疗可能造成食管壁的狭窄或者穿孔。下文提供与BE的筛查和治疗有关的信息。 

筛查 

已经考察用于在BE的处理中进行食管筛查的若干方式。刷检(如在下文标识的出版物4和5中所述)以及使用生物标志物(比如17p(p53)基因的缺失和/或变异)可以独立于内窥镜检查来使用，但是不能提供疾病的空间映射。高放大率视频内窥镜检查(如在下文标识的出版物8中所述)、荧光光谱学(如在下文标识的出版物9中所述)和光散射光谱学(如在下文标识的出版物10中所述)各自给出对于点诊断的保证、但是关于亚表面微观结构所提供的信息并不充分，并且就广域筛查而言尚未加以证实。高分辨率超声内窥镜和染色内窥镜(如分别在以下引用的出版物11和12中所述)均可以应用于广域，但是受困于低灵敏度和专一性。 

人们已经开发了光学相干断层扫描(OCT)系统、方法和技术(如在下文标识的出版物13和14中所述)。如在申请日为2004年9月8日的国际专利申请PCT/US2004/029148、申请日为2004年7月9日的美国专利申请第10/501,276号和在下文标识的出版物15-17中所述，已经为专门的肠上皮化生、异型增生和腺癌而开发某些准确的OCT诊断标准。例如，如在下文标识的出版物18-20中所述，OCT技术已经有所发展，这表明在波长域(与时域相对而言)中采集OCT信号可以将成像速度改进几个数量级而又保持优良的图像质量。如在申请日为2005年11月2日的美国专利申请第11/266,779号和下文标识的出版物21中所述，已经开发了一种这样的示例性第二代成像技术，如光学频域成像(OFDI)。利用OFDI方法、技术和系统，可以通过在调谐源波长之时检测在组织样本与参考之间的光谱分辨的干扰，在组织中进行高分辨率搜索(例如参见下文标识的出版物22)。如在下文标识的出版物23中提供的那样，OFDI方法、技术和系统目前能够以每秒约4千万次的速率捕获(例如10μm的)3个体元，而成像速度有可能在不远的将来超过翻番。此外如在下文应用的出版物24中提供的那样，对相位灵敏的OFDI方法、技术和系统已经用于流成像。 

可控治疗 

已经针对处理SIM(有异形增生和无异形增生)而评估了某些腔内方式，包括光动力治疗(PDT)(如在下文标识的参考文献25中提供的那样)、激光术(532nm和1064nm)(如在下文标识的参考文献26中提供的那样)、多极电凝法(如在下文标识的参考文献27中提供的那样)、氩等离子体凝固术(如在下文标识的参考文献28中提供的那样)、内镜下粘膜切除术(如在下文标识的参考文献29中提供的那样)、射频消融术(如在下文标识的参考文献30中提供的那样)和使用液氮的冷冻术(如在下文标识的参考文献31中提供的那样)。虽然这些技术每个都表现得成功，但是大多数研究描述了可能潜在地造成持久SIM或者过分深入消融的非一致治疗，这造成了狭窄或者穿孔。在对超过100位患者的研究中，PDT对于单次处理可能造成30％的狭窄率，而对于多次处理可能造成50％的狭窄率(如在下文标识的参考文献32中提供的那样)。失败的示例性原因尚不完全清楚，但是可能起作用的肇因包括许多这些手持、手动校准设备与操作者有关的性质、需要处理的大表面区域以及针对处理的由医师确定的视觉端点的固有偏好(如在下文标识的参考文献3和30中提供的那样)。此外，粘膜层的厚度可能在患者内和在患者之间存在高度可变性，并且可能已经直接观察到食管软组织的明显压缩。然而，现有治疗方式没有解决层厚度的可变性或者食管壁的可压缩性。 

因而需要克服这里在上文中描述的不足。 

发明内容

为了解决和/或克服上述问题和/或不足以及其它不足，可以提供用于对使用适形激光治疗过程在样本的至少一个部分中施加至少一个电磁辐射进行控制的系统和方法的示例性实施例。 

可以使用本发明的示例性实施例来解决这些的不足。在本发明的一个示例性实施例中，可以提供一种用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的方法和系统。例如，可以向该部分提供激光辐射束，而该辐射束的横截面面积是所述至少一个部分的整个面积的至多约1/10。该辐射束可以(a)基于预定图案、(b)在调制激光辐射的波长之时和/或(c)在监视激光辐射的施加深度之时，被施加到该部分。 

根据本发明的一个示例性实施例，提供了一种用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的系统，包括：第一装置，其被配置用以向所述至少一个部分提供所述激光辐射的束，其中所述束的横截面面积是所述至少一个部分的整个面积的至多约1/10；以及第二装置，其被配置用以在以下情况至少之一向所述至少一个部分施加所述束：(i)在调制所述激光辐射的波长之时，或(ii)在监视所述结构内的所述激光辐射的施加深度之时。 

根据本发明的另一示例性实施例，所述激光辐射以特定波长转发到所 述样本的至少一个部分；以及该系统还包括第三装置，用以当所述束提供给所述至少一个部分时，通过修改所述激光辐射的特定波长来控制所述样本中的温度分布。 

根据本发明的另一示例性实施例，该系统还包括：第四装置，其被配置用以在所述束提供给所述至少一个部分之前在所述样本的如下区段中引起温度变化：该区段在所述样本的所述至少一个部分附近或者在所述样本的所述至少一个部分中；以及第五装置，其被配置用以根据以下至少之一来标识所述区段在所述多个深度的变形：(i)从所述区段提供的至少一个另外的激光辐射的相位，或者(ii)所述至少一个另外的激光辐射的相位或者幅度中至少之一的变化率。 

根据本发明的另一示例性实施例，该系统还包括配置用以使用至少一个非圆形孔径来使所述束成形的第六装置。 

根据本发明的另一示例性实施例，该系统还包括配置用以修改所述束的形状为非圆形的第七装置。 

另外，可以在调制激光辐射的扫描速度和/或功率之时将辐射束施加到所述部分。辐射束可以具有包含激光辐射的至少50％功率的第一横截面宽度。当沿着所述部分中的预定路径将辐射束施加至生物结构时，被施加到生物结构的第二区域中的、具有第二宽度并且包括预定路径的激光辐射的能量大小可以近似为恒定。第一宽度和第二宽度可以大致相同并且是在与辐射束的传播方向横切的方向上测量的。辐射束可以具有以下形状：该形状使得激光辐射的功率在与激光辐射的扫描方向大致平行的方向上的积分大致恒定。可以使用至少一个非圆形孔径来使所述辐射束成形。可以修改辐射束的形状为非圆形。预定路径可以近似地是：(i)近似螺旋形、(ii)近似圆形和/或(iii)近似平行线的集合。生物结构可以具有管状形状。 

在阅读与附图结合的对本发明实施例的以下具体描述时，本发明的这些和其他目的、特征及优点将变得清楚。 

附图说明

本发明的更多目的、特征和优点将从与示出本发明的示例性实施例的附图结合的以下具体描述中变得清楚，其中： 

图1A是根据本发明的示例性实施例的OFDI球囊导管的示意图； 

图1B是图1A中所示OFDI球囊导管的照片； 

图2A是根据本发明的示例性实施例的、使用OFDI球囊导管获得的猪食管的透视图的示例性图像； 

图2B是图2A的猪食管的顶视图的示例性图像； 

图2C是图2A的猪食管的食管壁的侧视图的示例性图像； 

图3是根据本发明的示例性实施例的、使用BE技术在人类对象中采集的示例性OFDI图像； 

图4是根据本发明的示例性实施例的、用于处理和监视组织的示例性布置及其使用的示意图； 

图5是使用图4的示例性布置获得的多个示例性m模式OFDI相图集以及对应的组织结构； 

图6A-6D是根据本发明的示例性实施例的、与针对平移样本而采集的OFDI数据关联的示例性图像； 

图7A是使用本发明的示例性实施例获得的示例性预激光处理OFDI图像； 

图7B是使用本发明的示例性实施例获得的示例性预激光处理双折射图像； 

图7C是使用本发明的示例性实施例获得的示例性后激光处理OFDI图像； 

图7D是使用本发明的示例性实施例获得的示例性后激光处理双折射图像； 

图8是可以使用本发明的示例性实施例获得的、从猪食管活体获得的综合数据集中提取的示例性血管图的图像； 

图9是使用本发明的示例性实施例获得的猪食管的示例性活体多普勒流图像； 

图10是使用本发明的示例性实施例获得的、作为波长的函数的水吸收系数和对应穿透深度的曲线图； 

图11是根据本发明另一示例性实施例的双束导管探头的示意图； 

图12是根据本发明又一示例性实施例的三束导管探头的示意侧视图和正视图； 

图13是根据本发明的示例性实施例的表簧(watch-spring)多通道光学旋转连接器的透视图； 

图14是使用本发明的示例性实施例获得的、可以向用户提供反馈的 图像呈现； 

图15是根据本发明又一示例性实施例的、并入光学开关的OFDI系统的采样臂的框图； 

图16是根据本发明又一示例性实施例的、并入分光器的OFDI系统的采样臂的框图； 

图17是根据本发明又一示例性实施例的、并入单个波分复用器的OFDI系统的采样臂的框图； 

图18是根据本发明又一示例性实施例的、并入包层模耦合器和双包层光纤的OFDI系统的采样臂的框图； 

图19是根据本发明的示例性实施例的三端口旋转耦合器和导管的框图； 

图20是根据本发明另一示例性实施例的、带有对治疗光后续去复用并且能够使成像光分路的单光纤旋转耦合器的框图； 

图21是根据本发明的示例性实施例的双束线内导管探头的示意图和使用； 

图22是根据本发明的示例性实施例的三束导管探头和球囊导管的正视图和侧视图； 

图23是根据本发明的示例性实施例的、能够生成可缓慢旋转的治疗束和快速扫描成像束的基于微电机的装置的侧视图； 

图24是根据本发明的示例性实施例的、并入跟随有宽带辅助放大器的低功率可调电源的治疗源的框图； 

图25是根据本发明的另一示例性实施例的、并入不同波长和极化的多个激光二极管(LD)的治疗源的框图； 

图26是根据本发明的示例性实施例的、并入激光二极管条的波长可调治疗源以及由此产生的结果的图示； 

图27是包括振镜扫描器的系统的另一示例性实施例的侧视图及其使用，其中该振镜扫描器可以允许在组织的表面上将OFDI束进行反复扫描； 

图28是根据本发明的OFDI系统的又一示例性实施例的示意图，该系统可以用来通过声光移频器检测成像和监视信号； 

图29A是根据本发明的用于获得与样本的至少一个部分关联的信息的方法的示例性实施例的流程图； 

图29B是根据本发明的用于控制样本中温度分布的方法的另一示例性实施例的流程图；以及 

图29C是根据本发明的用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的方法的另一示例性实施例的流程图。 

在所有附图中，相同标号和字符除非另有指明都用来表示所示实施例的相似特征、元件、部件或者部分。另外，尽管现在将参照附图详细描述主题发明，但是这是结合示例性实施例来完成的。本意在于可以对所述实施例做出变化和修改，而并未脱离如所附权利要求限定的主题发明的真实范围和精神。 

具体实施方式

根据本发明的用于控制治疗和使治疗局部化的系统和方法的示例性实施例可以基于由常规空间扫描激光束递送的热激发。如在下文标识的出版物33中所述，例如在没有光化学或者相位转变过程时，由组织吸收的激光能量可以基本上或者完全地转换成温度上升。如在下文标识的出版物34中所述，对于大于约10ms的曝光持续时间，超过60-70℃的温度无论持续时间如何一般都可能造成不可逆的蛋白质变性和细胞死亡。当能量被吸收时，它可能因热扩散而受到空间重新分布。在1983年，如在下文标识的出版物35中所述，描述了以下示例性概念：该概念提供了可以通过使用比受热体积的典型热扩散时间更短的激光曝光来实现空间受限的显微外科效应(选择性光热解效应)。对于相对大(>1mm)直径的激光束和1450nm左右的激光波长，针对生物组织的这一典型扩散时间可以是1秒的数量级。在这些条件之下，温度升高可以取决于激光功率密度P_d、吸收系数μ_a和曝光时间t(如在下文标识的出版物33和34中所述)，如下所示： 

$\mathrm{\ΔT}(t,r,z)\≈\frac{P_{d}t{\mathrm{\μ}}_a}{\mathrm{\ρc}}\exp (-{\mathrm{\μ}}_{a}z-\frac{{2r}^2}{W^2})$

                             方程1

其中ρ是组织密度、c是热容量而r是与半径W为1/e2的高斯激光束的中心之间的径向距离。虽然这一近似忽略了激光在它传播到组织中时的散射，但是明确地包括散射的模型(如下文标识的出版物36中所述)在所说明的条件之下表明与方程1的偏差少于10％。 

由于吸收系数与波长有关，所以方程1表明激光参数P_d、t和波长可以用来控制热伤害的深度和最小化对下层组织的附带损伤。在光谱的可见部分中操作之所以具有挑战性是因为发色团的宽范围支配了吸收，其中发色团的浓度在不同组织和病理条件中是高度变化的。通过比较，生物组织的1.45μm附近的吸收光谱由水主导、因此可以在组织范围中大致地恒定。此外通过在例如从1375nm到1430nm的适度波长范围中调谐，可以选择范围在大于2mm到300μm的吸收长度。这一示例性范围很好地匹配于上皮损害的深度特征。 

示例性监视

已经针对监视激光治疗而考察了若干方式，包括：对在消融过程中生成的声学瞬变的分析(如在下文标识的出版物37中所述的那样)、组织反射率的变化(如在下文标识的出版物38和39中所述的那样)、用于区分斑块与血管壁的荧光光谱学)(如在下文标识的出版物40中所述的那样)、用以区别骨骼与神经组织的等离子体光谱学(如在下文标识的出版物41中所述的那样)和对在青光眼手术中用于受控巩膜穿孔的激光光学探头的顶端处空化泡动力学的分析(如在下文标识的出版物42中所述的那样)。除了在出版物38和39中描述的基于反射率的过程之外，在每种这样的方法中，只有在热伤害区已经转变跨过具体组织类型的边界之后才出现监视信号。没有一种方法可以确定热伤害的深度或者受损组织与相邻存活组织的空间关系。已经通过监视未被组织吸收的激光部分来实现某种程度的空间分辨率。通过针来插入光纤，可以从受热体积周围的不同角度收集光，并且可以测量与温度有关的散射变化(如在下文标识的出版物43中所述的那样)。也已经针对将消融激光照射导致的组织物理去除以及散射变化可视化而展示了一种更直接方式：高分辨率原位成像(如在下文标识的出版物44中所述的那样)。 

根据本发明的监视系统、方法和技术的示例性实施例可以利用关于对热伤害的公知组织响应的信息。这些示例响应可以包括(但不限于)可能由于激光加热而造成的并且可以在起始低至45℃的温度范围观察到的微观变形(如在下文标识的出版物33中所述的那样)和散射变化(如在下 文标识的出版物36、38和45中所述的那样)、双折射(如在下文标识的出版物46中所述的那样)以及血流(如在下文标识的出版物47中所述的那样)。根据本发明的方法和技术的示例性实施例的一个示例性方面在于：可以高空间分辨率地检测这些热响应，以及以横截面图像格式随微观组织结构一起呈现这些热响应。 

用于适形激光治疗的示例性策略

根据本发明的示例性实施例，可以提供能够筛查和递送精确引导的激光治疗的系统、装置和方法。由于优选地可用于综合筛查和综合治疗的典型长度标度可能不同，所以有可能分别地执行这些目标。例如，(例如可能作为第一步骤执行的)筛查可以利用分辨率为细胞尺寸标度的综合成像技术。这一示例性过程可以用来标识用于后续治疗的区域。在执行筛查过程之后，内窥镜探头可以回指到指定区域，并且可以在实时指导之下执行治疗，从而处理所有疾病并最小化附带损伤。这一示例性结果可以通过例如增加治疗的有效性来改进对巴雷特食管患者的处理，同时减少并发症的风险。 

虽然结合上皮癌的处理来进行描述，但是根据本发明的系统、技术和方法的示例性实施例可以适用于任何激光处理的应用，包括(但不限于)例如皮肤病学中的应用。本发明的示例性实施例所解决的一些相关上皮癌和癌前病变可以包括(但不限于)喉、子宫颈和卵巢、膀胱、口腔和肺。此外，本发明的示例性实施例可以适用于监视光动力学治疗、射频消融和冷冻治疗的领域，以提供对治疗的深度和空间范围的控制。 

示例广域筛查

为了执行有效筛查过程，优选对大表面区域进行综合检查和应用准确诊断标准以便标识具体病理区。如在下文标识的出版物15-17中所述，已经针对专门的肠上皮化生、异形增生和腺癌而开发和验证各种OCT诊断标准。如在下文标识的出版物16中所述，例如针对从121位患者获得的288个活检组织，用于诊断SIM(与所有其它上层胃肠道组织对比)的灵敏度和特异性已经确定分别为约97％和92％。然而直至最近为止，示例性OCT技术过于缓慢而无法对大的粘膜表面区域成像。如这里在下文中讨论的那样，已经有了可以克服这一时间问题并且提供对活体内综合食管成像进行初步展示的进展。 

光学频域成像(OFID)

如上所述，下文标识的出版物21描述了OFDI技术的发展，作为OCT技术运用的一种替代技术。虽然OFDI的检测原理和光源(如在下文标识的出版物22和23中讨论的那样)是有用的，但是对比度、分辨率和横截面图像呈现近似地等效或者类似于由OCT提供的对比度、分辨率和横截面图像。OFDI的优点之一在于OFDI具有更高的检测灵敏度，因此能够实现图像采集速度的明显增加而无损于图像质量。如在下文标识的出版物24中所述，用于这些初步研究的系统是针对内窥镜成像而专门设计的，并且提供每秒10,000次深度扫描(A行)的采集速率、组织中8μm的轴向分辨率和3.5mm的测距深度。这一示例性系统的成像速度唯一地受限于数据可以通过计算机的总线来传送并且存储到硬盘的速率。 

示例性球囊导管

为了综合食管成像，可以根据本发明提供图1A和1B所示的OFDI导管的示例性实施例，该导管可以使用球囊护套而居中于食管内腔内。示例性导管可以包括探头扫描仪2000，该扫描仪可以旋转并且可以回拉内光芯2010。内芯2010可以封闭于透明护套2020内。在导管的远端，球囊2040在膨胀时可以使成像光学器件居中。成像束2030可以聚焦到食管表面2050上。成像束2030可以进行扫描以实现综合成像。球囊2040可以具有1.8cm的膨胀直径，并且可以允许4.5cm长度上的纵向成像而无需重新定位。导管的光芯2010可以包括光纤、用于扩展光束的间隔物、用于聚焦的梯度折射率透镜和用于与导管的纵轴垂直地指引光束的直角棱镜。在壳内制作并且在棱镜的第二表面上放置小型圆柱透镜。该透镜补偿了塑料护套引起的散光并且在组织表面上造成衍射受限的光束(30μm直径)。在使用中可以按每秒约4转的速率旋转该示例性导管，这允许获得每圆形横截面2500次轴向扫描。这一示例性OFDI系统可以记录编码器信号以精确地跟踪导管的旋转和回拉。在重建3维数据集时使用此信息。 

猪食管初步成像

可以在两头～50kg的猪中执行食管成像技术。虽然在个别图中不可能代表完整的20GB数据集，但是图2A-2C中示出了信息内容。例如在图2A的透视图中，图像2100提供整个成像食管的3D表现。在图2B的正视图中，图像2110示出了成像食管的单个横向横截面。在图2C中，图像2120示出了食管的至少一个部分的放大横截面图像。分辨率为10μm×20μm×30μm(r，θ，z)的采样可以产生综合微观数据集，该数据集可以立体地显示为图2A的用于映射和取向的图像2100，或者显示于高分 辨率的横截面图像中，在这些横截面图像中可以将整个食管壁可视化，如图2B中的图像2110那样。图2C的图像2120的扩展视图描绘了粘膜层的体系结构。 

人类食管初步成像

在图3中示出了示例性的单旋转图像2150。其中示出了患者的SIM的标记特征(具有不规则表面的紊乱的上皮体系；存在大的上皮腺)。这一患者具有在先的BE诊断并且在PDT之前执行成像。 

这些初步研究证实了：a)活体内的综合OFDI微观成像是可行的；b)可以将整个食管壁的体系结构可视化；以及c)可以使用球囊定心探头来检测人类对象中对于诊断SIM重要的特征。 

监视激光热伤害

组织蛋白和胶原蛋白可能因加热而变性，这造成微观变形(在下文标识的出版物33中进行了描述)、散射增加(在下文标识的出版物36、38和45中进行了描述)、减少双折射(在下文标识的出版物46中进行了描述)和减少血流(在下文标识的出版物47中进行了描述)。以下描述提供了根据本发明的示例性实施例的、用于使用示例性OFDI来监视这些变化的方法。在各示例性展示中，安装新鲜获得的猪食管样本和十二指肠样本(作为SIM的媒介物)，其中在上皮表面上有微观盖玻片，从而可以模拟球囊导管的近似压力和热传导性。 

在图4中示出了根据本发明的、用于在激光照射过程中收集OFDI信号的装置及其使用的示例性实施例。例如，通过准直仪2200递送处理光。通过第二准直仪2220递送成像光。处理束2210和成像束2230在到达用薄盖玻片2260覆盖而搁置于垫板2280上的组织2270时交叠。该组织由电动平移台2290平移。成像束由透镜2250聚焦。提供了描绘束交叠的自顶向下的图像2250。为了热激发，可以使用准直的高功率高斯激光束(例如直径＝1.1mm；波长＝1450nm；功率＝400mW)。OFDI采样束可以在组织表面聚焦成例如23μm的1/e²强度直径并且对准，使得它如图4中所示与激光斑交叠。在数据收集过程中，样本可以保持于固定位置和/或使用电动台来平移。 

示例微观变形

当激光能量沉积于组织中时，带来的温度升高可以使蛋白质和胶原蛋白变性。可以通过微观变形来证明这些变化，其中可以使用对相位敏感的 OFDI来测量该微观变形。以下数据证实了这一能力。 

定点(fixed spot)-对于这样的示例性实验，样本保持于固定位置。在1450nm激光接通、以400mW的恒定功率保持预定持续时间然后关断时，以约10kHz的速率持续地采集OFDI深度扫描。针对三个不同激光曝光持续时间的代表性数据在图5中表示为“M模式”图像，其中竖轴2300a、2300b、2300c代表组织内的深度，水平轴2310a、2310b、2310c表示时问，而使用颜色查找表2320来代表测量到的相移的量值(红色＝正相移；蓝色＝负相移)。在各相移图像顶部的红色水平线2330a、2330b、2330c表示激光接通的间隔。在初始激光曝光时已经观察到在负相移的下方区域之上的正相移的表面区域。随着激光照射继续，相位从正转变为负的深度逐渐地变深而上方相移的量值减少。在激光关断之后没有检测到可测的相移。蛋白质变性造成局部微观结构变化和局部变形的病灶，该局部变形作为干涉测量信号的相移而被检测到。随着激光曝光继续，活性变性区域随着上方组织变得完全变性而在深度上蔓延。相移方向反向时的深度标识了活性变性的病灶中心。 

为了验证这些结果，在激光曝光之后获得组织结构切片，而氯化硝基四氯唑蓝(nitro-blue tetrazolium chloride)(NBTC)染色用来评估激光损伤的程度。NBTC染色对于作为不耐热酶的乳酸脱氢酶(LDH)而言正染色；继热诱发的细胞损伤之后迅速发生LDH活性的损失，并且该活性损失与细胞致死率相关(如在下文标识的出版物48和49中所述的那样)。因此，已经选择在未染色组织与染色组织之间边界的深度作为激光损伤的深度。在2340a、2340b、2340c中示出了对应的相移数据和组织结构。初步发现认为，在热变性组织与存活组织之间的边界对应于用OFDI测量的相移的拐点。相移的深度导数定量地针对各A-行已经加以确定并且将伤害深度定义为该导数的最大负值点。以这一方式确定的深度在图5中作为与各M模式图像相邻的竖直线来提供并且示出了与组织形态学测量的良好对应。 

部位平移(translating spot)-可以通过向现有OFDI导管添加治疗激光束使激光和OFDI束同时扫描，从而有助于对大的上皮表面区域的激光处理。初步成像研究展示了利用尺寸为30μm的OFDI束的综合食管成像。因此，应当可获得在连续旋转扫描上的1mm直径激光束的精确对准。为了在扫描之时模拟监控，可以控制由计算机控制的平移台2290(参见图4)以将采样速率从1.8mm/s反复地转换成0.9mm/s。

在图6A中示出了无激光照射而采集的OFDI强度图像2400。分别对于图6B、6C和6D中所示图像2410、2420和2430，1450nm激光功率约为400mW。样本在曝光过程中的平移造成跨样本表面的激光损伤线。由于热能量沉积可以与曝光时间成比例(见方程1)，所以激光损伤的深度可以根据平移速率的倒数沿着该线而变化。从快平移和慢平移的区域获得的并且取向与该线垂直的组织结构切片分别表明0.41mm和0.69mm的激光伤害深度。与图6B的图像2410对应的相移数据在图6C中图示为图像2420。与组织形态学测量的基本上一致，按照相移数据(最大负导数)确定的损伤深度在快速和慢速区域中可以分别是0.40mm和0.67mm。 

斑点去相关

斑点是在用相干照明进行成像时普遍观察到的现象，并且表现为并不显得与微观结构相关的高强度和低强度粒状图案。在组织中，斑点一般归因于在以下光子之间的干扰：这些光子在样本内的传播过程中已经穿越不同路径。如果组织内的散射体在移动，则即使在微观标度斑点图案也有可能看起来在迅速波动。对斑点图案时间演变的测量因此可以提供对样本内微观运动的洞察。这一示例性技术已经被提供用于考察生物组织内的生物力学性质(如在下文标识的出版物50中所述的那样)和热激发(如在下文标识的出版物51中所述的那样)。已经回顾了将这些概念延伸到对激光组织与OFDI相互作用的深度分解监视。 

查看组织在激光曝光过程中的OFDI图像表明了这一示例性技术的潜力。在无激光曝光时，在OFDI中观察到的斑点图案在图像的深度和横向范围上保持恒定。在激光照射之下，观察到斑点图案在激光束的局部区域中迅速波动。在慢运动查看时，观察到斑点波动在组织表面附近开始而随时间向下传播。为了量化这些观察，确定了图6B中所示的图像2410的各深度点的斑点去相关率。具体而言，确定了OFDI强度信号的时间自相关函数的与深度有关的宽度。然后通过使用灰度查找表显示自相关宽度来生成斑点去相关图像。图6D的图像2430是分别与图6B和6C的图像2410和2420对应的斑点去相关图像。可以观察到峰去相关2431率的深度(图6D中箭头所示的黑带)与样本的平移速率和组织结构中所示的激光损伤的深度对应地变化。就食管和十二指肠样本而言，这一发现的一致性确认了峰去相关率的深度是用于确定激光伤害深度的可定量度量。 

双折射

当光在材料内传播时，如果折射率非各向同性，则光的极化状态会变 化。这一效应称为双折射。许多组织、尤其是肌肉和胶原蛋白表现出强的双折射，该双折射在加热和热变性时损失(如在出版物46中所述的那样)。已经描述了通过对双折射损失的测量来量化烧伤深度的、对极化敏感的OCT(PS-OCT)技术、方法和系统(参见下文标识的出版物52和53)。在PS-OCT中，两个检测器通道可以被配置用以接收从样本返回的光的正交极化状态。双折射样本引起极化状态与深度有关的旋转，这造成在各通道中检测的样本光的百分比变化。如果将两个通道之比显示为横截面图像中的灰度，则观察到双折射作为特征条带图案。 

例如，图4的装置可以被修改为包括振镜扫描器(galvanometricscanner)，使得如图27中所示在样本保持固定而1450nm激光斑保持固定于中心之时，可以跨组织的表面反复将OFDI束进行扫描。如图27中所示，可以通过第一准直仪2500递送处理光，该准直仪提供在由盖片2540覆盖并且倚靠垫板2560的组织2550上入射的处理束2510。成像光可以由第二准直仪2570提供，该准直仪产生由检流计镜2520指引经过透镜2530的成像束2580。这一装置/系统可以是适用于皮肤病学应用的治疗监视系统的示例性实施例。在激光照射过程中采集食管和十二指肠组织的OFDI图像或者视频。 

图7A-7D示出了代表性数据的图像。在激光照射之前采集的帧中，在强度图像2450中可以观察到分层食管结构(参见图7A)，而在对应极化图像2460中可以观察到特征双折射条带(参见图7B)。在激光曝光过程中采集的帧中，上皮散射强度可以在1.1mm激光斑2470内明显增加(参见图7C)，而在对应极化图像2480中的双折射条带(参见图7D)可能丢失。回顾慢运动时的极化移动图像，可以观察到可能在表面附近开始而向下蔓延的双折射率减小的区域。这些观察通常与变性组织的向下蔓延区域一致。对双折射百分比损失的测量是用于监视激光热损伤的量化度量。 

散射

组织微观结构的热诱变会更改光学散射。由于OFDI中的信号因散射而生并且在大的动态范围上可以检测小的变化，所以考察将散射测量用于监视组织中的热诱变。在图7B的图像2460中观察到的散射变化可以代表对十二指肠和食管样本的初步观察。在某些情况下，已确定在上皮内有明显散射变化，而在粘膜肌层和固有肌层的下层组织中变化相对较小。例如，可以从散射测量中获得激光损伤的两个潜在量化度量：深度分解散射强度的变化和深度积分散射强度的变化。

血流

激光治疗会改变血管和毛细管，这造成血流减少(如在下文标识的出版物54中所述的那样)。由于食管粘膜血管分布多，所以监视血流变化可以提供用于监视激光治疗的附加方法。在最近对猪的研究过程中采集的图8的图像2490在图形上说明了猪食管血管分布。这一示例性图像2490是通过展开管式图像数据以显示上皮表面、就如同纵向打开和钉住固定食管一样生成的。强度数据已经沿进入组织的深度而积分。虽然这一类大标度可视化是映射血管的便利方式，但是有可能将更灵敏和定量的方法/技术/系统用于测量血流。多普勒OCT(如在下文标识的出版物55和56中所述的那样)已经针对可视化和量化组织中的血流而被展示，并且已经作为一种用于在激光治疗之后评估流的装置而被考察(如在下文标识的出版物57中所述的那样)。借助OFDI的多普勒测量已经被描述(如在下文标识的出版物24中所述的那样)并且同时测量活体结构和流的可能性也被进行回顾。 

已经在活猪的食管中采集了图9的示例性图像2590的横截面视图并且将强度显示为灰度而将多普勒显示为叠加色。此数据的坐标(r，θ)已经映射成笛卡尔坐标(竖直，水平)以求显示简单。这一结果对于在两头猪中多个位置的观察是具有代表性的。此外在多普勒图像的时间序列中清楚地观察到脉动流动。 

基于初步考察，提出的测量可能是补充：而只有在激光照射过程中才适用的相移和斑点去相关可以更灵敏并且提供更大的空问分辨率。双折射、散射和流的变化是持久的并且可以适用于在激光处理之后跟踪成像。 

示例性控制

除了监视激光热伤害之外，有效的适形激光治疗也可以使用对被处理组织的体积的精确控制。一种用以控制处理深度的示例性方式是在用于热局限的条件内操作以便最小化附带损伤，并且操控激光波长、功率和曝光时间以控制热伤害的深度。在横向维度(沿着上皮表面)可以通过使用光 栅扫描的空间校准束来控制热伤害。直径为1-3mm并适当定义边缘的平顶束可以允许空间控制而又允许通过光栅扫描来治疗大的上皮区域。下文在方程1的背景下在这里描述示例性激光控制参数。方程1的温度分布一般只有在弱散射的限制下才适用。 

波长

根据方程1的温度分布，不言而喻μ_a将可能是用于控制激光伤害深度的最优参数。虽然μ_a是样本的特征而不是外部可控参数，但是在本发明中利用μ_a对波长的相关性来实现深度控制。在本发明中，以在水吸收主导的较长波长的吸收系数为目标。由于水含量在上皮组织中近似地恒定，所以可以通过少量改变激光波长来严密地调节热伤害深度。在接近1.45μm的水吸收带附近，吸收长度(参见图10的曲线图2595)在窄的光谱范围(1375nm到1430nm)内范围从0.3mm到大于2mm。这些长度很好地对应于适合于处理上皮疾病的特征长度标度。在1450nm水吸收带附近可操作的可调激光可以通过波长调谐用来控制治疗。 

功率和曝光持续时间

在回顾方程1时，吸收系数不仅仅是控制温度分布的指数深度衰减而已；例如它也可以控制幅度。由于幅度项也依赖于功率密度和曝光持续时间，所以这些变量可以用来标准化幅度而又允许改变吸收系数。 

过程持续时间

在评价所提出的新治疗时，可能重要的是估计优选过程时间，并且在竞争性的方式以及临床设置和患者接受度所特有的约束背景下评价这一估计。PDT目前应用于内窥镜设置中BE的处理并且要求20分钟量级的过程时间。对于示例性适形激光治疗技术，可以按照2At/(πrv)来估计过程执行时间，其中At是处理面积、r是激光斑半径而v是激光斑扫描速率。对于60mm的食管处理长度和20mm的食管直径。 

根据本发明的一个示例性实施例，能够提供可以允许受控激光激发的组合系统。在一个示例性实施例中，可以用内窥镜检查的方式将示例性系统用于适形激光治疗，该适形激光治疗能够综合处理上皮损害而又最小化对相邻组织的附带损伤。 

示例性系统设计

根据本发明的示例性实施例，可以提供一种用于通过监视和控制的组合来执行上皮疾病适形激光治疗的系统。由于激光束易于成形和在空间上 进行扫描，并且由于横向平面(沿着食管的表面)中的裕度不那么关键，所以对于实现激光治疗准确控制的主要挑战在于限制和调整激光损伤的深度。基于上述建模和分析，有可能利用激光波长和功率以及扫描速度来改变在临床上重要的范围上激光损伤的深度，而不明显改变横向伤害程度。 

示例性治疗激光装置

在约1375nm与1430nm之间的激光波长可以提供范围从大于2mm到小于0.3mm的吸收长度。半导体激光器可以在这一光谱范围中工作。由于这样的激光器可以是紧凑的并且在环境上稳定，所以这些激光器可以有效地使用于临床应用中。然而，适合于这一具体波长范围的材料可能不标准。通过四价铬掺杂YAG(Cr4+:YAG)这一固体激光材料可以提供用于根据本发明的方法的示例性实施例的早期测试阶段代价不那么高的替代方式。例如，可以实施这一材料在1340nm-1570nm这一光谱范围的可调性(如在下文标识的出版物58和59中所述的那样)。在下文标识的出版物60-65中描述了在近红外光谱范围中运行的可调固体激光器的示例性设计和构造。在激光谐振器外部的机电遮挡板可以用来接通/关闭示例性激光器。 

示例性台式系统

可以提供能够与图4和图27中示出的以及这里描述的系统类似的、根据本发明的台式光学系统的一个示例性实施例。例如，OFDI采样束可以在样本上聚焦成～25μm的直径。可以使用标准z扫描技术来确定以及可以在OFDI横截面图像中记录该焦点的轴向位置。样本在OFDI图像窗内的后续轴向定位可以保证用于所有样本的恒定焦点位置。可以使两个束相对于彼此固定而样本垂直于激光束轴平移来收集数据。 

激光和OFDI束的示例性定位和记录

根据本发明的示例性实施例，在OFDI束与激光斑的中心之间的偏移对于监视而言不是关键的。可以针对各种偏移来收集OFDI数据(如4中所示)以确定产生最大的所指示的热伤害深度的偏移。这一偏移然后可以使用于所有后续研究中并且可以如下记录。在样本保持固定(未平移)之时，可以在样本的表面上诱发少许低功率的持续时间短的上皮烧伤。如图7中所示，上皮散射的增加可以在OFDI中容易地观察到并且按照激光束轮廓的限定在空间上局部化。虽然在图4中未示出，但是OFDI束可以 通过提供二维扫描的一对检流计转送到聚焦透镜。检流计可以用来生成样本的端面OFDI图像，而上皮烧伤可以表现为散射增加的圆。然后可以定位和固定检流计，使得以所需偏移来定位OFDI束(如图4中示意性地示出的那样)。 

示例性波长缩放

这一实验的目的之一是测试用于实现激光损伤深度的临床相关变化的、根据本发明的改变波长和将功率标准化的示例性技术和方法。激光波长可以在激光斑尺寸和扫描速度保持固定的情况下以2nm的步长从约1375nm到1405nm变化。对于各波长，可以调整激光功率使得方程1中的乘积

可以维持恒定。这应当产生宽度恒定的线而损伤深度范围从约0.25mm至1.5mm。 

示例性扫描速率缩放

用于影响治疗深度的根据本发明的一个示例性实施例可以包括缩放扫描速率。例如，治疗束扫描速度可以从1mm/s到5mm/s变化。较慢的扫描速度允许热传导至组织的较深区域所需的时间，从而产生较深入治疗。 

激光和OFDI束的示例性定位和记录

为了保证准确的治疗监视，可以控制在OFDI采样束与激光斑之间的空间关系。 

示例性内窥镜探头设计

本发明的一个示例性实施例可以如图11中所示包括用于综合体积成像和同时激光治疗的内窥镜探头。例如，可以使用两个束转送光学器件2640a和2640b，其中一个传送成像光2640b而另一个传送治疗光2640a。这些转送光学器件放置于封闭在第一透明护套2600内的壳2630内。(如上所述的)球囊定心机构2620可以用来维持在光学探头2630与组织表面2610之间的恒定距离。可以通过分离的光纤2641a和2641b递送激光束和OFDI束。各光纤可以具有它自己的转送光学器件以产生独立可控的斑尺寸。本发明的又一示例性实施例可以包括设计用以产生交叠斑的这些转送光学器件。光纤和远端光学器件可以容纳于绕线驱动轴中并放置于与球囊护套相同的球囊定心探头内部。 

可以使用附接到驱动轴近端的由计算机控制的平移台来激励纵向扫描。这一示例性装置可以与能够用于初步研究中回拉食管成像的装置相 同。与使用图13中所示的示例性旋转耦合器2900的自动化旋转一样，驱动轴的手动旋转也是可能的。在本发明的一个示例性实施例中，内窥镜系统可以大视野地筛查疾病、准确监视激光与组织的相互作用并且精确地控制激光治疗。这样的示例性实施例的应用之一可以是对上皮癌及其前体的标识和处理。在又一示例性实施例中，该系统除了可以直接链接筛查、监视和控制之外还可以并入过程和软件模块。 

在又一示例性实施例中，该系统可以用来生成整个远端食管的高分辨率3维图，以有助于治疗计划。随后如图14中所示，可以向用户呈现包括三个区段的‘活的’横截面图像。图像的右区段2700可以是在紧接在治疗激光之前的组织，图像的中心2730可以是具有标志2740的激光位置，该标志指定了治疗区，而图像的左区段2710可以是已经处理过的组织。由于三个束可以持续扫描，所以组织可以在图像更新时表现为从右到左移动。用户(例如内窥镜医师)可以操作控制伺服器来开始/停止处理和增加或者减少治疗深度。通过查看处理区2710并且前瞻未处理组织2700，用户能够操纵激光治疗区并且使之与预期目标一致。 

在图12中示出了根据本发明的用于通过定心球囊来成像、监视和激光治疗的内窥镜探头的示例性实施例。这一示例性探头可以旋转以在周边扫描食管，并且可以较慢速率地纵向平移以限定用于治疗的部分。这一探头可以包括例如三个或者更多光学通道：用于在激光照射之前对组织成像的第一通道2800c、用于处理的第二通道2800b和用于监视的第三通道2800a。各光纤可以通过球囊分离地横向成像到食管壁上。所得输出束的对准可以使得在顺时针方向上旋转时，成像束充分地领先于处理束，从而可以对未处理组织采样。监视束可以被对准为落入激光斑内。在三个束的初始对准之后，光学器件可以用环氧树脂粘合并且可以使得对准固定。 

示例性旋转结

在图13中示出了根据本发明的示例性旋转耦合器，该旋转耦合器可以将三通道导管连接到OFDI系统，并且可以称之为“表簧”旋转结(因为它可以倚靠于两个同心卷轴上)。例如，当内卷轴2900在一个方向上旋转时，光纤从外卷轴2910缠绕到内卷轴2900上。在使方向反向时，光纤可以从内卷轴展开。可以使用带状光纤，而间隙与带状宽度匹配的两个平行板2920可以保证线圈保持平坦而无束缚。板可以充分地大，使得在要求相反旋转之前有可能多达例如100次旋转。就1mm的激光斑而言，6cm长的食管部分的完全处理可以是60转。可以使用小于10cm的板直径。 除了容纳三个光学通道之外，根据本发明的装置和系统的这一示例性实施例可以避免因气隙耦合器引起的损失和反向反射。 

示例性高速采集和处理

根据本发明的系统和装置的又一示例性实施例可以利用例如高速成像系统。数字采集和处理系统的示例性实施例可以基于用于实时采集、处理和存储OFDI信号的VEM总线硬件。这样的示例性系统和装置的示例性部件可以包括VME底盘，该底盘包含驻留于单板计算机上的高速数字转换器和通向RAID存储阵列的光纤链路。该示例性系统和装置可以经由主机处理器(例如个人计算机)控制。模拟OFDI信号可以使用具有集成的现场可编程门阵列(FPGA)处理器的宽带接收器(例如12比特、210MS/s)来数字化。采集板上驻留的处理能力可能至关重要，因为原数据速率对于OFDI系统的两个极化通道而言可以是800MB/s。FPGA处理器可以被配置或者编程用以将各极化通道从频域变换成代表反射率比对深度的1024单元阵列(一个A线)。此数据可以传递到单板计算机，以便后续处理并且在将最终数据传送到硬盘RAID阵列之前组合两个通道。最终数据存储速率可以例如是400MB/s。通过跨多个硬盘剥离数据，可以持续维持这一数据速率。 

根据本发明的一个示例性实施例的处理装置上的软件可以允许用户对示例性系统的控制，并且可以实现实时下采样速率的图像的显示。例如，可以在如下两个示例性模式下使用示例性系统：全数据速率的突发模式和半数据速率的连续模式。示例性内窥镜系统和装置可以包括上述部件和软件，并且可以提供附加过程(例如软件)以对FPGA处理器和单板计算机进行编程，从而有助于相移、双折射、斑点和多普勒信号的实时计算。Vertex 4 Pro FPGA和四重G4单板计算机的组合计算能力可以足以实时显示监视信号。 

示例性激光

使用方程1，可以通过使用4倍增加激光功率使斑尺寸翻倍而又维持恒定扫描速率，以便维持组织中的恒定温度分布。在斑尺寸恒定时使扫描速率翻倍应当使用翻倍的激光功率。根据本发明的激光装置的一个示例性实施例可以利用单发射器半导体激光二极管。先前设备已经使用包括用于波长控制的衍射光栅的简易外部空腔设计在这一光谱范围提供大于3W的激光功率。可以基于来自电位计的模拟信号经由OFDI系统的主机处理装置来控制激光功率和波长。电位计可以是用户(例如内窥镜医师)可以 用来增加或者减少激光损伤深度的手持表盘。 

示例性用户接口

根据本发明的系统和方法的示例性实施例可以向操作者提供包括组织横截面图像的用户接口。该图像可以持续更新，并且可以包括已处理的和即将到来的未处理组织的视图以及对于监视过程所确定的激光处理区的指定。用户接口可以在主机处理装置上被编程，并且可以使用来自FPGA处理器和单板计算机的计算结果。图像和激光参数可以存档到RAID阵列。 

在本发明的又一示例性实施例中，成像系统/装置100可以如图15的框图中所示使用光学开关115连接到三光纤探头。如上文参照图12所描述的，这样的示例性探头可以包括两个成像光纤和一个治疗光纤。开关115可以例如在治疗成像过程中将成像光交替地耦合到可以用来采集再治疗图像的两个成像光纤120a、120b之一。治疗光源105可以直接连接到治疗光纤125c。光纤可以连接到可以例如是图12中所示的示例性导管的导管130。来自成像系统100的信号可以控制光学开关115的状态。 

在图16中所示的根据本发明的又一示例性实施例中，示例性成像系统/装置200可以经由能够将光耦合到两个成像光纤220a、220b的分光器215耦合到比如图12中所示导管这样的示例性三端口导管。这一示例性成像系统可以使用路径长度编码技术来分离各图像信号。为了生成差别的路径长度，可以在一个光纤220b或者多个光纤中设置光学延迟235。治疗光源205可以直接或者间接耦合到导管的治疗光纤225c。 

在图17中所示根据本发明的示例性成像系统/装置800的又一示例性实施例中，可以使用单波分复用器810将光与治疗源805组合。组合光可以耦合到单光纤旋转耦合器、然后耦合到示例性单光纤导管，比如图21中所示的导管。 

在图18中所示的根据本发明的成像系统/装置900的又一示例性实施例中，可以使用下述包层模耦合器将光与治疗光905组合：该包层模耦合器将成像系统900的光从单模光纤901耦合到双包层光纤911的单模芯，而将治疗光从多模光纤906耦合到双包层光纤911的包层模。 

图19示出了经由比如图13中所示耦合器这样的多通道旋转耦合器410在例如图15和16中示意地所示系统这样的具有三个输出光纤405a、405b、405c的系统400与比如图12中所示导管这样的三端口导管415之 间的示例性连接。 

图20示出了根据本发明的示例性系统300的示意图，在该系统中包含成像光和治疗光的单光纤305可以耦合到单通道旋转耦合器310。例如在旋转耦合器310之后，光可以由波分复用器(WDM)330分割，该WDM将成像光分离到第一光纤332上而将治疗光分离到第二光纤331上。还可以使用具有两个成像端口336a和336b的分光器335来进一步分离成像光。光纤31、336a、336b可以连接到三端口导管325这一设计，比如图12中所示的导管。导管部分320可以是柔性的从而允许内窥镜插入，而包含WDM330和分路器335的部分可以封闭于刚性管315内以保护这些部件。 

图21示出了根据本发明的远端光学器件装置的示例性实施例的侧视图，该装置可以从单模光纤1101产生单成像束1125和分离的治疗束1120。例如，包含成像光和治疗光的来自光纤的光可以先由第一GRIN透镜1100聚焦。光然后传递到波分复用棱镜1105中，该棱镜可以向上指引治疗光波长以产生治疗束1120，而将成像光波长发送到第二GRIN透镜1110，该透镜可以交替地聚焦成像光并且将它引至向上指引成像束1125的最终棱镜1115。棱镜1105和1115的角度可以使得让束在距设备的适当距离处交叠。 

图22示出了根据本发明的三端口导管的示例性实施例的侧视图和正视图。该示例性导管可以包括三个光纤1005，这些光纤连接到壳1040内部的V槽1020中包含的三组聚焦光学器件1035。聚焦光学器件可以提供束聚焦。微棱镜1025可以将光束向上重定向通过圆柱透镜1030，该圆柱透镜对透明护套1000所引起的散光进行校正。球囊1010定心机构可以用来维持光学器件1035居中于内腔组织1015内。在端视图中可以看见监视束1050c、治疗束1050b和预成像束1050a。壳1040可以适于通过比如图13中所示耦合器这样的多通道旋转耦合器来旋转。 

图23示出了可以利用小型电机1260来实现成像束旋转的根据本发明的导管的示例性实施例的侧视图。例如，电机1260可以封闭于透明护套1235内。电机轴的旋转可以旋转棱镜1220。成像光可以经由光纤1210耦合到远端光学器件，其中光可以由聚焦光学器件1215聚焦而由反射器1225反射到棱镜1220上。棱镜1220的旋转将成像束在周边扫描。可以通过与光纤1210相同的腔管来实现电机的电连接。治疗光耦合到光纤1200上的远端光学器件。这一治疗光可以使用聚焦光学器件1250来聚焦 并以相对于内护套1235固定旋转角的棱镜1245侧向指引。成像束因此扫过固定治疗部位。通过整个内护套1235在外护套1240内的旋转来实现治疗部位的平移。可以通过使用比如图13中所示的耦合器这样的多通道旋转耦合器来实现这一示例性旋转。导管可以使用球囊1255来将光芯1230居中。 

图24示出了具有波长可调性的根据本发明的激光治疗源的示例性实施例的框图，该激光治疗源利用了低功率波长可调源600，在该可调源之后是用以增加光功率的宽带辅助放大器605。 

图25示出了并入不同波长和极化的多个激光二极管500a、500b、500c、500d的激光治疗源的示例性实施例的功能框图和用以实施这样的装置的示例过程。例如，光可以由极化复用器505a、505b和波分复用器510组合至单模光纤515。可选地，光可以耦合到多模光纤520。快速模加扰器525可以用来对从多模光纤输出的横向模图案快速加扰。可以在单模光纤上输出光的其他源装置可以使用类似设计将光耦合到多模光纤。 

图26示出了根据本发明的治疗光源及其使用的示例性实施例。例如，激光二极管条700可以与多个波长701a-g一起使用。各波导可以通过透镜装置705和光栅710以及部分反射端镜耦合到自由空间激光腔。由于光栅的波长色散，各波导所形成的激光器在不同波长发出激光。因此通过调整对各波导701a-g的驱动电流，可以调整激光输出720的功率和光谱形状。 

在根据本发明的又一示例性实施例中，可以修改单OFDI系统以有助于通过使用图28中所示的声光移频器来检测成像信号和监视信号。例如，波长扫描激光源300可以由第一分路器3020分离以产生采样臂路径和参考臂路径。采样臂路径由第二分路器3030进一步分离，其中这一分路器的第一输出被引向第一移频器3061而第二输出被引向第二移频器3060。各移频器可以用单独频率来驱动。来自第一移频器3061的光可以通过光环行器3071耦合到与图13中耦合器相似的三光纤旋转耦合器3110的成像光纤3072。来自第二移频器3060的光可以通过环形器3070耦合到同一旋转耦合器的监视光纤3073。 

分离的治疗激光3010可以耦合到第三治疗光纤。在成像光纤3072和监视光纤3073上的返回光可以在光学组合器3080上重新组合，并在第二组合器3090与参考臂的光混合，其中输出被引向一组检测器3100。由于移频器，因成像光所致的干扰信号和因监视光所致的干扰信号以分离的 载波频率加以编码并且可以通过常规频域技术来分离。 

图29A示出了根据本发明的用于获得与样本的至少一个部分关联的信息的方法的示例性实施例的流程图。例如，在步骤3100中可以在样本的该部分中引起温度变化。在步骤3110中，至少一个第一电磁辐射可以转发到在样本的该部分附近或者该部分中的区段。在步骤3120中，可以根据(i)从该区段提供的至少一个第二电磁辐射的相位和/或(ii)第二电磁辐射的相位和/或幅度的变化率来标识在多个深度上该区段的变形。 

图29B示出了根据本发明的用于控制样本中温度分布的方法的另一示例性实施例的流程图。例如，在步骤3130中，可以在特定波长向样本中的区段提供电磁辐射。在步骤3140中，当可以向该区段提供电磁辐射时，可以通过修改电磁辐射的特定波长来控制温度分布。 

图29C是根据本发明的用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的方法的另一示例性实施例的流程图。例如，在步骤3150中，可以向该部分提供激光辐射的束，而激光束的横截面积是所述至少一个部分的整个面积的至多约1/10。在步骤3160中，可以(I)基于预定图案、(II)在调制激光辐射的波长之时和/或(III)在监视激光辐射的施加深度之时，将激光束施加到该部分。 

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上文仅说明了本发明的原理。对所述实施例的各种修改和变动基于这里的教导对于本领域技术人员而言将是明显的。实际上，根据本发明示例性实施例的装置、系统和方法可以与任何OCT系统、OFDI系统、谱域OCT(SD-OCT)系统或者其他成像系统一起使用，并且例如与在通过援引将公开内容整体结合于此的、申请日为2004年9月8日的国际专利申请PCT/US2004/029148、申请日为2005年11月2日的美国专利申请第11/266,779号和申请日为2004年7月9日的美国专利申请第10/501,276号中描述的系统一起使用。因此将认识到本领域技术人员将能够设计许多系统、装置和方法，这些系统、装置和方法虽然这里没有明示地示出或者描述，但是实现本发明的原理并且因此在本发明的精神和范围内。此外，在上文中没有明示地结合于此的现有技术知识也明示地整体结合于此。上文引用于此的所有出版物通过援引整体结合于此。

Claims (10)

1.一种用于向生物结构的至少一个部分施加激光辐射的系统，包括： 

第一装置，其被配置用以向所述至少一个部分提供所述激光辐射的束，其中所述束的横截面面积是所述至少一个部分的整个面积的至多约1/10；以及 

第二装置，其被配置用以在以下情况至少之一向所述至少一个部分施加所述束：(i)在调制所述激光辐射的波长之时，或(ii)在监视所述结构内的所述激光辐射的施加深度之时。 

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述激光辐射以特定波长转发到所述样本的至少一个部分；以及还包括 

第三装置，用以当所述束提供给所述至少一个部分时，通过修改所述激光辐射的特定波长来控制所述样本中的温度分布。 

3.根据权利要求1所述的系统，还包括： 

第四装置，其被配置用以在所述束提供给所述至少一个部分之前在所述样本的如下区段中引起温度变化：该区段在所述样本的所述至少一个部分附近或者在所述样本的所述至少一个部分中；以及 

第五装置，其被配置用以根据以下至少之一来标识所述区段在所述多个深度的变形：(i)从所述区段提供的至少一个另外的激光辐射的相位，或者(ii)所述至少一个另外的激光辐射的相位或者幅度中至少之一的变化率。 

4.根据权利要求1所述的系统，其中在调制所述激光辐射的扫描速度或者功率中的至少之一时，向所述至少一个部分施加所述束。 

5.根据权利要求1所述的系统， 

其中所述束具有包含所述激光辐射的至少50％功率的第一横截面宽度， 

其中当沿着所述至少一个部分中的预定路径向所述生物结构施加所述束时，向所述生物结构中具有第二宽度并且包括所述预定路径的第二区域施加的所述激光辐射的能量的量近似地恒定，以及 

其中所述第一宽度和第二宽度近似地相同，并且是在与所述束的平移方向横切的方向上加以测量的。 

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述束具有以下形状：该形状使得所述激光辐射的功率在与所述激光辐射的扫描方向近似地平行的方向上的积分近似地恒定。 

7.根据权利要求1所述的系统，还包括配置用以使用至少一个非圆形孔径来使所述束成形的第六装置。 

8.根据权利要求1所述的系统，还包括配置用以修改所述束的形状为非圆形的第七装置。 

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述预定路径近似地是以下至少之一：(i)近似螺旋形、(ii)近似圆形或者(iii)一组近似平行线。 

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述生物结构具有管状形状。 

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